3d nyomtatóval előállított implantátumok

EGYETEMI DOKTORI (PhD) ÉRTEKEZÉS

3D nyomtatóval előállított implantátumok

biokompatibilitási vizsgálatai

Dr. Arany Petra

Témavezető: Dr. Kovácsné Prof. Dr. Bácskay Ildikó

DEBRECENI EGYETEM

GYÓGYSZERÉSZETI TUDOMÁNYOK DOKTORI ISKOLA

Debrecen, 2021

3D nyomtatóval előállított implantátumok biokompatibilitási vizsgálatai

2

Tartalomjegyzék

1. RÖVIDÍTÉSEK ................................................................................................................. 6

2. BEVEZETÉS ..................................................................................................................... 9

3. IRODALMI ÁTTEKINTÉS ............................................................................................ 11

3.1. 3D nyomtatás ............................................................................................................ 11

3.1.1. Elméleti alapok ................................................................................................. 11

3.1.2. Típusai .............................................................................................................. 11

3.1.3. Korlátozó tényezők .......................................................................................... 14

3.1.4. Alkalmazhatóság .............................................................................................. 15

3.1.5. FDM nyomtatás ................................................................................................ 18

3.1.5.1. Polimer filamentek ...................................................................................... 18

3.1.5.1.1. Politejsav (PLA).................................................................................... 18

3.1.5.1.2. Antibakteriális politejsav (AntiPLA) .................................................... 19

3.1.5.1.3. Polietilén tereftalát (PET) ..................................................................... 19

3.1.5.1.4. Polietilén tereftalát glikol (PETG) ........................................................ 19

3.1.5.1.5. Polimetil metakrilát (PMMA) ............................................................... 19

3.1.5.1.6. Nylon..................................................................................................... 19

3.1.5.2. Nyomtatási paraméterek .............................................................................. 20

3.2. Implantátumok ......................................................................................................... 21

3.2.1. Elméleti alapok ................................................................................................. 21

3.2.2. Előállítási lehetőségek ...................................................................................... 21

3.2.3. Alkalmazás a gyógyászatban............................................................................ 22

3.2.3.1. Szubkután beültethető rendszerek ............................................................... 22

3.2.3.1.1. Szilárd implantátumok .......................................................................... 23

3.2.3.1.2. Folyamatos szubkután inzulinleadás..................................................... 24

3.2.3.1.3. In situ képződő implantátumok ............................................................. 24

3.2.3.2. Intravaginális ............................................................................................... 25

3.2.3.3. Intraoculáris ................................................................................................. 25

3.2.3.4. Ortopédiában alkalmazható implantátumok ................................................ 25

4. CÉLKITŰZÉS .................................................................................................................. 27

5. ANYAGOK ÉS MÓDSZEREK ....................................................................................... 29

5.1. Anyagok ................................................................................................................... 29

5.1.1. 3D nyomtatáshoz felhasznált anyagok ............................................................. 29

5.1.1.1. 1. kísérletsorozat .......................................................................................... 29


3

5.1.1.2. 2. kísérletsorozat .......................................................................................... 29

5.1.2. Kémiai módosításhoz felhasznált anyagok ...................................................... 30

5.1.3. Diklofenák nátrium .......................................................................................... 30

5.2. Módszerek ................................................................................................................ 32

5.2.1. 1. kísérletsorozat ....................................................................................................... 32

5.2.1.1. 3D nyomtatás ................................................................................................ 32

5.2.1.2. Kémiai oldallánc módosítás ......................................................................... 32

5.2.1.3. Anyagszerkezeti vizsgálatok ........................................................................ 33

5.2.1.3.1. Pásztázó elektronmikroszkópia (SEM) ..................................................... 33

5.2.1.3.2. Fourier transzformációs infravörös spektroszkópia (FTIR) ..................... 33

5.2.1.3.3. Felszíni egyenetlenség vizsgálata ............................................................. 33

5.2.1.3.4. Pozitron annihilációs élettartam spektroszkópia (PALS) ......................... 33

5.2.1.3.5. Nedvesedési peremszög meghatározás ..................................................... 34

5.2.1.4. Sterilezés ...................................................................................................... 34

5.2.1.5. Biokompatibilitás ......................................................................................... 34

5.2.1.5.1. Sejt passzálás ............................................................................................ 34

5.2.1.5.2. MTT teszt .................................................................................................. 35

5.2.1.5.3. Kristályibolya teszt ................................................................................... 35

5.2.1.6. Statisztikai elemzés ...................................................................................... 36

5.2.2. 2. kísérletsorozat ....................................................................................................... 36

5.2.2.1. 3D nyomtatás ................................................................................................ 36

5.2.2.2. Tömegegységesség ....................................................................................... 37

5.2.2.3. PLA degradáció ............................................................................................ 37

5.2.2.4. Anyagszerkezeti vizsgálatok ........................................................................ 38


5.2.2.4.2. Mikro komputertomográfia (MicroCT) .................................................... 38

5.2.2.4.3. Termogravimetriás (TG) és differenciális pásztázó kalorimetriai (DSC)

elemzés 38


5.2.2.4.5. Raman spektroszkópia .............................................................................. 39

5.2.2.5. Sterilezés ...................................................................................................... 39

5.2.2.6. Citotoxicitás ................................................................................................. 39

5.2.2.7. Kioldódás vizsgálat ...................................................................................... 39

5.2.2.8. Statisztikai elemzés ...................................................................................... 40


4

6. EREDMÉNYEK .............................................................................................................. 41

6.1. 1. kísérletsorozat ....................................................................................................... 41

6.1.1. 3D nyomtatás és kémiai módosítás .................................................................. 41

6.1.2. Anyagszerkezeti vizsgálatok ............................................................................ 42


6.1.2.1.2. Fourier transzformációs infravörös spektroszkópia (FTIR) ..................... 43

6.1.2.1.3. Felszíni egyenetlenség vizsgálata ............................................................. 46

6.1.2.1.4. Pozitron annihilációs élettartam spektroszkópia (PALS) ......................... 48


6.1.3. Biokompatibilitás ............................................................................................. 50

6.1.3.1. MTT teszt ..................................................................................................... 50

6.1.3.2. Kristályibolya teszt ....................................................................................... 52


6.2.1. 3D nyomtatás .................................................................................................... 53

6.2.2. Tömegegységesség ........................................................................................... 55

6.2.3. PLA degradáció ................................................................................................ 56

6.2.4. Anyagszerkezeti vizsgálatok ............................................................................ 57


6.2.4.1.2. Mikro komputertomográfia (MicroCT) .................................................... 59

6.2.4.1.3. Termogravimetriás (TG) és differenciális pásztázó kalorimetriai (DSC)

elemzés 61


6.2.4.1.5. Raman spektroszkópia .............................................................................. 64

6.2.5. Citotoxicitás vizsgálata .................................................................................... 66

6.2.6. Kioldódás vizsgálat .......................................................................................... 68

7. MEGBESZÉLÉS .............................................................................................................. 77



8. ÖSSZEFOGLALÁS ......................................................................................................... 86

9. SUMMARY ..................................................................................................................... 88

10. IRODALOMJEGYZÉK ................................................................................................... 90

10.1. Az értekezésben hivatkozott közlemények jegyzéke ...................................................... 90

10.2. A jelölt saját közleményeinek a Kenézy Élettudományi Könyvtár által ellenőrzött

jegyzéke 107


5

11. ÁBRAJEGYZÉK ........................................................................................................... 109

12. TÁBLÁZATOK JEGYZÉKE ........................................................................................ 111

13. TÁRGYSZAVAK .......................................................................................................... 112

14. KEY WORDS ................................................................................................................ 112

15. KÖSZÖNETNYILVÁNÍTÁS ........................................................................................ 113

FÜGGELÉK ........................................................................................................................... 115


6

1. Rövidítések

3D három dimenzió (three diemnsional)

ABS akrilnitril-butadién-sztirol

ALD atomréteg lerakódás (atomic layer deposition)

Anti PLA antibakteriális politejsav (antibacterial polylactic acid)

ATR csillapított teljes visszaverődés (attenuated total reflection)

BAPA bisz(aminopropil)-amin (bis(aminopropyl)amine)

BJ kötőanyag kilövellés (binder jetting)

CaCo-2 bél adenokarcinóma 2 (colon adenocarcinoma 2)

CCD töltéshez kapcsolt eszköz (charge-coupled device)

CSII folyamatos szubkután inzulin infúzió (continuous cubcutaneous insulin

enfusion)

DLP digitális fényvezérlés (digital light processing)

DMD digitális mikrotükör eszköz (digital micromirror device)

DMEM Dulbecco által módosított Eagle médium (Dulbecco’s modified eagle medium)

DSC differenciális pásztázó kalorimetria (differential scanning calorimetry)

ECACC európai sejtkultúra gyűjtemény (European Collection of Authenticated Cell

Cultures)

ED etilén-diamin (ethylene diamine)

EDS energiadiszperzív spektrometria (energy dispersive spectrometry)

EDTA etilén-diamin-tetraecetsav

EVA etilénvinilacetát

FBS magzati szarvasmarha szérum (fetal bovine serum)

FDA Amerikai gyógyszerügyi hatóság (Food and Drug Administration)

FE-SEM téremissziós pásztázó elektronmikroszkóp (field emission scanning electron

microscopy)

FDM ráolvasztásos módszer (fused deposition modeling)

FFF szálhúzásos technológia (fused filament fabrication)

FTIR Fourier transzformációs infravörös spektroszkópia (Fourier transform infrared

spectroscopy)

GMP helyes előállítási gyakorlat (good manufacturing practice)


7

HME forró olvadék extrudálás (hot melt extrusion)

IDDS parenterális gyógyszeres implantátumok (implantable drug delivery systems)

ISO Nemzetközi Szabványügyi Szervezet (International Organization of

Standardization)

LDH laktát dehidrogenáz

LOM réteges gyártás (laminated object manufacturing)

microCT mikro komputertomográfia ( micro computed tomography)

MJ anyagkilövellés (material jetting)

MRI mágnesesrezonancia vizsgálat (magnetic resonance imaging)

MTT 3-(4,5-dimetil-2-tiazol)-2,5-difenil-2H-tetrazólium-bromid (3-(4,5-Dimethyl-2-

thiazolyl)-2,5-diphenyl-2H-tetrazolium bromide)

NMePrN N-metil-1,3-propán-diamin (N-methyl-1,3-propanediamine)

NPEGN 2,2’-etiléndioxi-dietilamin (2,2′ (ethylenedioxy)diethylamine)

OGYÉI Országos Gyógyszerészeti és Élelmezés-egészségügyi Intézet

PALS pozitron annihilációs élettartam spektroszkópia (positron annihilation lifetime

spectroscopy)

PBS foszfát pufferelt sóoldat (phosphate buffered saline)

PCL polikaprolakton

PET polietilén-tereftalát (polyethylene terephthalate)

PETG polietilén-tereftalát-glikol (polyethylene terephthalate glycol)

Ph. Eur. Európai Gyógyszerkönyv

Ph. Hg. Magyar Gyógyszerkönyv

PLA politejsav (polylactic acid)

PLS legkisebb négyzetek (partial least squares)

PMMA polimetil-metakrilát (poly(methyl methacrylate))

p-Ps pozitrónium hármasállapot (pozitronium triplet state)

RPMI Roswell Park Emlékintézet (Roswell Park Memorial Institute)

RT-CES valós idejű sejt elektronikus érzékelő (real-time cell electronic sensing)

Rz felszíni egyenetlenség átlagos mérete (average depth of roughness parameter)

SBF szimulált testfolyadék (simulated body fluid)

SD szórás érték (standard deviation)

SLA sztereolitográfia (stereolithography apparatus)


8

SLS szelektív lézer szinterezés (selective laser sintering)

stl standard tesszellációs nyelv (standard tessellation language)

TET trietilén-tetramin (triethylenetetramine)

TG termogravimetria (thermogravimetry)

TPU termoplasztikus poliuretán (thermoplastic polyurethane)

Tris tris(2-aminoetil)-amin (tris(2-aminoethyl) amine)


9

2. Bevezetés

A 3D nyomtatás az utóbbi néhány évtized egyik legmodernebb gyártástechnológiai

eljárásává nőtte ki magát. Számos területen, így az építészetben, az élelmiszeriparban és az

egészségügyben is széles körben alkalmazható.

A technológia gyors fejlődésével a fogyasztói társadalom számára is megfizethetővé váltak

a nyomtatók, így akár a saját otthonunkban is alkalmazhatjuk. Vannak kifejezetten a fogyasztók

számára kifejlesztett, olcsón elérhető, otthon összeszerelhető változatok is. A nyomtatáshoz

szükséges stl fájlok pedig számos weboldalról ingyenesen letölthetők. [1]

Az építőiparban komplett házszerkezetek is előállíthatók így, amely egy olcsó alternatívát

biztosíthat a hagyományos építkezési módszerrel szemben. Speciális,nagyméretű nyomtatókkal

helyben vagy gyártóhelyiségben is történhet a gyártás, majd a 3D nyomtatott részek későbbi

összeszerelésével fel is építhető egy ház. [2]

Az élelmiszeriparban számos ötlettel álltak elő ennek a modern technikának

azalkalmazására, a kutatók szerint lehetséges az élelmiszerek nyomtatása is. A módszer

lényege, hogy távolról is elérhető lenne a 3D nyomtató például számítógépről vagy telefonról,

így a nyomtatást az okos eszközünkről elindítva kész lehetne a vacsoránk, mire hazaérnénk. Az

űripar számára is megoldást kínálhat a nemzetközi űrállomásokon történő élelmiszer

gyártására. [3] Egy kutatócsoport például a szükséges alapanyagokból 3D nyomtatással állított

elő csokoládét figyelembe véve a reológiai megfelelőséget. [4]

A természettudományok, azon belül a kémiai tudományok területén is számos felhasználási

területe van a 3D nyomtatásnak. A különböző szintézisfolyamatok automatikusan vezérelhetők

például robot technika segítségével.[5] Glatzel és szerzőtársai rámutatnak arra, hogy ezzel a

technológiával előállított antibakteriális tesztek nagymértékben segíthetik a kutatók munkáját

és új laboratóriumi protokollok kialakulását is. [6]

Az egészségügyi felhasználást az irodalmi áttekintés szakaszban fogom részletezni a

széleskörű alkalmazhatóság miatt, de fontosnak tartom megemlíteni a munkánk alapját képező

két kiemelkedő gondolatot. Az egyik az első 3D nyomtatással előállított gyógyszerkészítmény

(Spritam®) engedélyezése. A másik pedig a személyre szabottgyógyszerelés fontossága, mivel

a kutatásunk célja egyéni gyógyszerleadó rendszerek előállítása és az alkalmazhatóság

feltérképezése.

Az Amerikai Egyesült Államokban évente 30 millió darab magisztrális

gyógyszerkészítményt készítenek, kezdve az egyedi ízesítésű folyékony gyógyszerformáktól a

tetrakainos nyalókákon át, egészen az egyedileg előállított szilárd gyógyszerleadó rendszerekig


10

a beteg megfelelő, egyénre szabott terápiájának eléréséhez. [7] Az egyéni gyógyszereléssel a

beteg szükségleteinek megfelelően tudunk előállítani gyógyszerkészítményeket, így

növelhetjük a hatékonyságukat és a páciensek együttműködési képességét is, ugyanakkor

csökkenthetjük az alkalmazott hatóanyag mennyiségét és minimalizálhatjuk az esetleges

mellékhatások kialakulását. [8] A 3D nyomtatási technológia alkalmazása alternatív mód lehet

a hatékony, személyre szabott hatóanyag leadó rendszerek gyors előállítására. [9] Az

egészségügyi szakszemélyzet a komplex, személyre szabott gyógyszerhordozó rendszert az

egyén szükségleteinek megfelelően, egy relatíve olcsó gyártási eljárással készítheti el. [10]


11

3. Irodalmi áttekintés

3.1. 3D nyomtatás

3.1.1. Elméleti alapok

A 3D nyomtatási eljárás lényegében egy összefoglaló név és számos szinonimája van, ilyen

a gyors prototipizálás, szilárd anyag mentes gyártás és az additív gyártás.

Maga a nyomtatás digitális tervrajz alapján rétegről-rétegre történő eljárást jelent. Az első

lépés a tervezés, amely során 3D tervező programokban (például Rhinoceros, Google Sketchup)

a kívánt mintát digitálisan megtervezik, mely eredményeképpen egy stl fájlformátumot kapunk.

Ezt az stl fájlformátumot a 3D nyomtatóhoz tartozó szoftver már képes értelmezni. Ezekben a

programokban történhet meg a minták paramétereinek végső meghatározása például méret,

kitöltöttségi százalék, stb. A nyomtatási paraméterek beállítása is itt történik meg. Ha a

nyomtatás során szükségesek kiegészítő részek ahhoz, hogy biztosítsuk a megfelelő

megtámasztást, azt a program automatikusan felismeri. Ezek a támasztékok a nyomtatást

követően manuálisan eltávolíthatóak. Ezen folyamat során egy gcode fájlformátumot kapunk,

melyet a 3D nyomtató már tud kezelni. Az utolsó lépésben történik maga a nyomtatás. [11]

A 3D nyomtatás egy automatizált, alacsony üzemeltetési költségű gyártás, mellyel komplex,

egyénre szabott termékek állíthatóak elő. Ezáltal biztosítható a megfelelő gyógyszeradagolás

egy komplex gyógyszerleadó rendszerben, amely következtében nőhet az adherencia, a

gyógyszerbiztonság és a beteg együttműködési készsége. [9]

3.1.2. Típusai

Számos különböző típusa létezik a 3D nyomtatásnak, melyek működési elvük alapján

csoportokba sorolhatóak, azon belül pedig a megszilárdítás alapján alcsoportokra oszthatók. (1.

táblázat)

3D nyomtatás

csoportosítása

Működési elv Megszilárdítás

alapja

Példa

Kádas

fotopolimerizáció

Lézerrel

megszilárdított

rendszer

Sztereolitográfia

(SLA,

Stereolithography

apparatus)


12

Visszaverődő

lézerrel

megszilárdított

rendszer

Digitális

fényvezérlés

(DLP, Digital light

processing)

Anyag extrúzió Tálcán történő

lehűlés által

szilárdul meg

Szálhúzásos

technológia (FDM,

Fused deposition

modeling)

Anyag kilövellés UV fénnyel

történő

megszilárdítás

Anyagkilövellés

(MJ, Material

jetting)

Kötőanyag

kilövellés

Kötőanyag által

szilárdul meg

Kötőanyag

kilövellés (BJ,

binder jetting)

Porágy

összeolvasztás

Lézerrel

összeolvasztott

rendszer

Szelektív lézer

szinterezés (SLS,

Selective laser

sintering)

Sávos rétegződés Lézerrel

összeolvasztott

rendszer

Réteges gyártás

(LOM, Laminated

object

manufacturing)

1. táblázat – A 3D nyomtatás csoportosítása. A csoportosítás működési elv

alapján történt, bizonyos típusok pedig alcsoportokra oszthatóak attól függően,

hogy a minta megszilárdítása hogyan történik. Mindegyik csoportra egy-egy példát

is megadtam magyar és angol névvel egyaránt.

Sztereolitográfia (SLA, Stereolithography apparatus) során a fényérzékeny

folyadékgyanta felső rétegét UV fénnyel világítják meg, mely hatására megtörténik a

polimerizáció. A folyadékgyantába egy mozgó tálca merül, erre a tálcára történik az újabb és

újabb rétegek kialakítása. Ha elkészül a termék, eltávolítják a felesleges gyantát és az esetleges

támasztékokat. Az SLA nyomtatás előnyei hogy, nagy nyomtatási pontossággal és magas

felbontással rendelkezik, a termék felszíne sima és magas minőségű, relatíve elég gyors és olcsó

maga a berendezés. Néhány hátrányt is figyelembe kell vennünk, így az alapanyagok


13

drágaságát, a megfelelő folyadékgyanta eltávolítást, illetve a minden esetben szükséges

tisztítási lépést. [12]

A digitális fényvezérlés (DLP, Digital light processing) működési elve nagyban hasonlít

az SLA-hoz, a különbség az, hogy az UV fényt először egy digitális mikrotükörre (digital

micromirror device, DMD) irányítják, ami innen tükröződik a fényérzékeny alapanyag

felszínére, így még tovább csökkentve az előállítási időtartamot. [13]

Szálhúzásos technológia vagy ráolvasztásos módszer (FFF, Fused filament fabrication

vagy FDM, Fused deposition modeling) során polimerből készült filament tekercset

alkalmazunk, mely a nyomtatófejben hő hatására megolvad, így egy polimer olvadékot kapunk,

amiből kialakítjuk a rétegeket a tálcán. Az általam vizsgált minták is ilyen módszerrel kerültek

előállításra. (1.ábra) [14]

1. ábra - A szálhúzás elvén működő 3D nyomtató vázlata

Az anyagkilövellésen (MJ, Material jetting) alapuló eljárás során fotopolimert vagy viaszt,

cseppek formájában adagolják a nyomtatófejből, ami az UV fény besugárzását követően

szilárdul meg a tálcán, így megkapva a kívánt terméket. A módszer nagy előnye, hogy

szimultán több nyomtatófejet lehet használni, így egyszerre több alapanyagból előállítva

kapunk egy komplex tulajdonságokkal rendelkező terméket. Azonban ez az egyik legdrágább

3D nyomtatási technológia. [15]

A kötőanyag kilövellés (BJ, Binder jetting) esetén, egy tálcában található a por alapanyag,

melyre különböző fúvókákból juttatják rá a megolvasztott kötőanyagot a minta egy rétegének

kialakítására, majd a tálca folyamatos süllyedésével lehetővé válik a rétegről-rétegre történő

előállítás. Fémnyomtatásra is alkalmazható ez az eljárás, de a nyomtatási pontosság növelése

érdekében még további fejlesztések szükségesek.[16]


14

Szelektív lézer szinterezés (SLS, Selective laser sintering) során a tálcán por formában

található meg a polimerrészecskékből álló alapanyag, melyet adott rétegben megolvasztanak és

rétegekben való szinterezéssel, lézer segítségével szilárdítanak meg. A már kialakított részre

újabb réteg port visznek fel, megolvasztják és megszilárdítják, így felépítve a kívánt terméket.

A nyomtatást követően a megmaradó portól pedig megtisztítják a mintát. Ezzel a gyártási

technológiával kiemelkedő az előállítás minősége és tartós termékeket kaphatunk. [17]

Réteges gyártás (LOM, Laminated object manufacturing) esetében egy polimer alapú

fóliát speciális pengével vagy lézerrel vágnak méretre rétegről-rétegre, így előállítva a három

dimenziós terméket. [18]

A korábban részletezett típusok mindegyike használható polimerekkel, de ezen felül

számos eljárás létezik fémnyomtatásra is, mely nem képezi részét a disszertációmnak. A 3D

nyomtatási módszer kiválasztásakor figyelembe kell vennünk az alapanyag és a hatóanyag

tulajdonságait, az elérhető technológiát, a nyomtatást követően esetlegesen felmerülő lépéseket,

a nyomtatási tulajdonságokat és a szükséges nyomtatási minőséget. [19]

3.1.3. Korlátozó tényezők

A 3D nyomtatási technológiák nagy része nem egészségügyi előállításra lett kifejlesztve,

így számos korlátozó tényezővel kell számolnunk. Bizonyos nyomtató berendezések mint

például az SLS még mindig nagyon költségesek. Bár ez egy viszonylag gyors előállítási

lehetőség, jelenleg nem képes az ipari méretű tablettázógépek termelékenységével felvenni a

versenyt. A nyomtatást követően szükséges utómunkálatok pedig lelassíthatják a minták

előállítási idejét, például SLS, SLA és BJ nyomtatás során.

A 3D nyomtatott termékek fizikai megjelenése nagyon eltérő lehet a választott nyomtatási

eljárástól függően. Bizonyos nyomtatási módszerek egyenetlen vagy rögös felszínt

eredményezhetnek, amely nem elfogadható gyógyszerleadó rendszerek előállításakor. A nem

megfelelő felszín, nem megfelelő hatóanyagfelszabadulást eredményezhet, ami a beteg

együttműködési készségének csökkenését vonhatja maga után. A porágy alapú nyomtatás során

pedig megváltozhat a minta mechanikai erőssége, ami magas törékenységhez és kis

keménységhez vezethet. [20]

A hatóanyag stabilitását több tényező is befolyásolhatja, így a lézerek vagy nagy energiájú

berendezések használata, melyek a hatóanyag esetleges bomlását okozhatják. Számos eljárás

során használnak folyadékgyantát, különböző oldószereket, kereszt-kötődésű polimereket,

melyek mind-mind befolyásolhatják a hatóanyag fizikai, kémiai tulajdonságait vagy akár a

felszabadulását. Az alkalmazott hatóanyagoknak stabilnak kell lenniük a nyomtatás során, ami


15

nagy hőstabilitást (akár 270 °C), különböző oldószerekkel szembeni és térhálósodó

polimerekkel való stabilitást és UV fénnyel szembeni stabilitását jelent. [11] Továbbá néhány

nyomtatási módszer, így az SLA és SLS olyan alapanyagokat használ fel, amelyek egészségre

gyakorolt komplex hatása ismeretlen. A legtöbb engedélyezett folyadékgyantának és

fotopolimerizációs iniciátornak lehet káros, esetleg karcinogén hatása, amely akadályozhatja

ezen technológiák alkalmazását gyógyszerleadó rendszerek előállítására. Az esetleges káros

hatások miatt is kiemelkedően fontos a biokompatibilitás vizsgálata, melyet a GMP is

megkövetel, mivel a készítmény nem engedélyezhető, ha bármilyen toxikus hatással

rendelkezik. [20]

3.1.4. Alkalmazhatóság

A 3D nyomtatási technikának számos alkalmazhatósági területe van az egészségügyben,

amelyeket a teljesség igénye nélkül foglalok össze, mivel hetente jelennek meg újabb és újabb

neves publikációk, melyek megjelenését a koronavírus járvány még inkább felgyorsította.

Az orvostudományban a 3D nyomtatás számos területen elősegítheti a kutatók és az

orvosok munkáját. Az előállított termékek támogathatják a személyre szabott orvoslás és

terápia fejlődését, elterjedését. [21] A 3D nyomtatás az orvosi területeken az anatómiailag

megfelelő prototípusok megtervezésére irányul, különféle képalkotó technikák például

mágnesesrezonancia vizsgálat (MRI), komputertomográfia (CT) stb. képeinek

felhasználásával. Ezekkel a módszerekkel kapott felvételeket átalakítják a 3D nyomtató

számára értelmezhető fájlformátumokká és így történik meg az anatómiai minták nyomtatása

polimerekből. [22] Ez az innovatív módszer a különböző műtéteket megelőzően is jelentős

potenciált hordoz magában, hiszen a beteg adott szerve kinyomtatható műanyagból, melyet az

orvos és a stábja tud elemezni a beavatkozás előtt, így megkönnyítve a munkájukat és javítva a

műtéti kimenetelt. Az egyetemi oktatás részeként is kitűnően alkalmazható a különböző

gyakorlatok keretein belül, például az anatómiai struktúrák elemzéséhez, egy páciens

esetismertetéséhez vagy a műtéti protokollok gyakorlásához.

A sebészetben nagy hatékonysággal alkalmazhatóak anatómiai modellek, sebészeti sínek

és sablonok, öntőminták és polimer implantátumok előállítására, melyek nagy segítséget

nyújthatnak a komplex anatómia/morfológia megértésében, testreszabott implantátumok

létrehozásában vagy műtéti folyamatok során történő egyedi minta tervezésben. [23]

A fogászat területén is széleskörű a felhasználása. 3D nyomtatással előállíthatók többek

között fúróvezetők fogászati implantátumok beültetéséhez, modellek fogpótláshoz,


16

fogszabályozáshoz és műtéthez, beültetésre szánt fogászati implantátumok, valamint

implantátumok és fogak helyreállításához szükséges vázak. [24]

Az ortopédiai műtéteknél kiemelkedő jelentőségűnek bizonyultak az anatómiai modellek,

melyeket széleskörűen lehet felhasználni és új lehetőségeket nyitottak meg a betegellátás

területén. A műtéti beavatkozások során legfőképpen a csípőprotézis beültetésnél, illetve a

koponya rekonstrukciós műtéteknél alkalmazzák. Nagy előnye, hogy elősegíti a műtét

tervezését, a műtét folyamatát és így növelheti a műtét sikerességét. [25]

Az első 3D nyomtatással előállított alsó állkapocscsontot 2012-ben egy 83 éves hölgynek

ültették be Hollandiában. Az előállításhoz fémnyomtatást alkalmaztak, mely során titánium

port olvasztottak össze. Egy milliméter vastagság eléréséhez 33 réteget nyomtattak. Ugyancsak

Hollandiában 2014-ben egy 22 éves női beteg esetében a koponyacsont pótlása egy 3D

nyomtatóval előállított mintával történt. [26]

Az ortopédiai műtétek csoportján belül a sebészeti sínek jól alkalmazhatóak gerinc, arc,

állcsont és térdműtéteknél. Kiemelkedően kedvező eredményeket tapasztaltak térdműtétek

esetén, ahol a beavatkozást követő lábadozási idő jóval kisebb volt. A sínek alkalmazásával

csökkenthető a műtéti idő és javítható a műtéti kimenetel. [27]

Az öntőformák kiválóan alkalmazhatóak a csípőprotézisek tervezése során, illetve koponya

és fülészeti műtéteknél. A minta a beteg komputertomográfiai (CT) képe alapján kerül

kialakításra és nyomtatásra, majd a kinyomtatott mintát belehelyezik valamilyen rugalmas,

megszilárduló polimert tartalmazó edénybe. Ezáltal egy negatív öntőformát kapnak, melybe a

műtét során kiönthető a pozitív minta, például csontcementből. Ezen módszer alkalmazásával

is csökkenthető a műtéti idő és nagymértékben növelhető az esztétikusság. [28]

Az utóbbi néhány évben nagymértékben nőtt a 3D nyomtatással előállított betegspecifikus

kezelést biztosító tudományos eredmények száma. A kutatások egy része a bio 3D nyomtatásra

fókuszál, amelyhez speciális 3D nyomtató és anyagok szükségesek. Olyan élő szövetek vagy

szervek előállítása a céljuk, mely alkalmas lehet a sérült vagy károsodott szövetek pótlására

vagy regenerálására. Ebben az esetben a nyomtatási folyamat során élő sejteket, növekedési

faktorokat vagy valamilyen más biológiai anyagot kell kinyomtatni. [29] Kacarevic és

szerzőtársai megemlítenek különböző biológiai termékeket, így bőrmodelleket vagy akár a

humánhoz hasonló fül modelleket, melyek a minta nyomtatását követően implantálásra

kerülhetnek a humán szervezetbe [30]

A gyógyszeripar, illetve számos kutatócsoport dolgozik azon, hogy 3D nyomtatással

előállított gyógyszerleadó rendszerek kerüljenek forgalomba. Az amerikai gyógyszerügyi

hatóság (FDA, Food and Drug Administration) 2015-ben engedélyezte az első így előállított


17

gyógyszerkészítményt, mely hatóanyagként 500, 750 vagy 1000 mg levetiracetámot tartalmaz.

A gyógyszerforma szájban dezintegrálódó tabletta, így epilepsziás rohamok kezelésére

alkalmazható a gyors hatóanyag felszabadulásnak és a pregasztrikus felszívódásnak

köszönhetően. [31] A Spritam® előállításához egy úgynevezett ZipDose® technológiát

alkalmaznak, melynek lényege, hogy az egyenletesen eloszlatott por rétegeket kötőanyaggal

rögzítik egymáshoz rétegről-rétegre. [26]

A gyógyszeriparban különböző gyógyszerleadó rendszerek előállítására használják. [32] A

3D nyomtatással leggyakrabban tablettákat, kapszulákat, implantátumokat, transzdermális

gyógyszerleadó rendszereket (TDS) és szájban széteső filmeket formulálnak, mint speciális

gyógyszerleadó rendszerek. [33]

Hollander és szerzőtársai polidimetilsziloxánból (PDMS) prednizolon hatóanyag-

tartalmú módosított hatóanyagleadású tablettákat állítottak elő, ahol a PDMS közötti

keresztkötéseket UV fény segítségével alakították ki. [34] Egy másik kutatócsoport az FDM

nyomtatáshoz szükséges filamenteket különböző cellulóz alapanyagokkal módosította.. Az

alkalmazott hatóanyag 30 % izoniazid volt, az előállított gyógyszerforma pedig tabletta. [35]

Számos kutatást végeznek csokoládé alapú 3D nyomtatásra, melyhez egy speciális berendezést

alkalmaznak, ahol a különböző kémiai anyagok helyett csokoládé lesz a kötőanyag.

Gyermekgyógyászati alkalmazásra ibuprofen és paracetamol hatóanyagú tablettákat állítottak

elő ezzel a módszerrel. [36] Khaled és szerzőtársai egy úgynevezett ’polypill’-t hoztak létre,

amely magyarul lényegében annyit jelent, hogy sok tabletta található meg egyben. Egyszerre

több nyomtatófejet alkalmaztak, ennek köszönhetően öt különböző hatóanyagot tartalmazott a

tablettájuk különböző kompartmentekben és két egymástól független, jól definiált kioldódási

profillal rendelkeztek. [37]

Maroni és szerzőtársai kutatásaikban foglalkoztak kapszulák 3D nyomtatással történő

előállításával. Az egyik publikációjukban 600 és 1200 µm-es falvastagságú két kompartmentes

kapszulákat állítottak elő 3D nyomtatással, amelyeket sárga és kék festékkel, mint modell

hatóanyaggal töltöttek meg. Lényegében a falvastagság hatását vizsgálták a kioldódási profilra.

[38]

Implantálható gyógyszerleadó rendszerek különböző módszerekkel állíthatók elő. Az

egyik esetben, 3D nyomtatással állítottak elő implantátumot oszteoszarkóma kezelésére. [39]

Egy másik esetben, implantálható nanogéleket készítettek hosszú-távú hatás kifejtésére. [40]

Néhány kutató arra alkalmazta a nyomtatási eljárást, hogy megfelelő implantálható

gyógyszerleadó rendszereket hozzanak létre, amely a polimereken kívül a hatóanyagot is

tartalmazza és csontműtétek esetében közvetlenül elállíthatók. [41]


18

3.1.5. FDM nyomtatás

Az egyik leggyakrabban alkalmazott 3D nyomtatási eljárás az FDM alapú nyomtatási

technológia, melyet még az 1980-as években alkotott meg Scott Crump. [32] A művelet során

a megolvasztott polimer filamentet rétegről-rétegre nyomtatjuk ki egy tálcára. [42] Az FDM

nyomtatás egy szabadalom-nélküli, széleskörben elterjedt és olcsó eljárás, mely számos

kutatócsoportot inspirált az egészségügyi ellátórendszerben és a gyógyszeriparban is

gyógyszerleadó rendszerek előállítására. [43][44] További előnyei, hogy mechanikailag stabil

rendszerek állíthatók elő nagy felbontásban (30- 200 µm), melyek nem igényelnek a nyomtatás

befejezése után mosási vagy tisztítási lépéseket. [45]

A kutatócsoportok jelentős része a hatóanyag tartalmú filamenteket forró olvadék

extrudálással (hot-melt extrusion, HME) állítja elő, majd ezeket használják fel a 3D nyomtatás

során. [46] Az FDM típusú nyomtatók csak termostabilis hatóanyagok direkt nyomtatását teszik

lehetővé, a magas nyomtatási hőmérséklet (120 °C-tól kezdve 270 °C-ig) miatt. [8] Egy

kutatócsoport módosított polividon granulátum tartalmú filamentet használt a hőmérséklet

csökkentésére, mely során a ramiprilt (olvadáspontja 109 °C) extrudálták polividon

granulátumokkal. [47] Azt is megvizsgálták, hogy segédanyagok hozzáadásával számottevően

csökkenthető-e a nyomtatási hőmérséklet, de az így elért legalacsonyabb érték 165 °C volt. [48]

Habár számos kutatócsoport dolgozik a magas nyomtatási hőmérséklet kiküszöbölésén, a

legígéretesebb megoldás az, ha külön kerül kinyomtatásra egy gyógyszerhordozó rendszer,

amelybe bármilyen típusú hatóanyag inkorporálható.

3.1.5.1. Polimer filamentek

Az FDM nyomtatáshoz számos gyártó kínál a kereskedelmi forgalomban filamenteket, így

többek között politejsav (PLA), polietilén tereftalát (PET), polimetil metakrilát (PMMA),

nylon, polikaprolakton (PCL), akrilnitril-butadién-sztirol (ABS) vagy termoplasztikus

poliuretán (TPU) alapanyagokat. A filamentek önmagukban vagy módosítva (lásd

antibakteriális tejsav (AntiPLA), polietilén tereftalát glikol (PETG)) is elérhetőek. Ebben a

fejezetben a kereskedelmi forgalomban kapható leggyakoribb filamenteket jellemzem. [18]

A megfelelő polimer kiválasztásakor számos tényezőt figyelembe kell vennünk. Többek

között pl. a hatóanyag hőmérsékleti stabilitását, valamint az előállítani kívánt gyógyszerleadó

rendszer által kifejtendő hatás időtartamát. [14]

3.1.5.1.1. Politejsav (PLA)

A PLA filamenteket széles körben alkalmazzák megfelelő citokompatibilitási és

biodegradábilis tulajdonságaik miatt. [49]. Hővel jól formálhatóak, megfelelő mechanikai


19

tulajdonságokkal rendelkeznek [50] [51], de a rigidségét és a törékenységét mindenképpen

figyelembe kell vennünk. [52].

3.1.5.1.2. Antibakteriális politejsav (AntiPLA)

A PLA filament egyik módosulata az antibakteriális PLA, amely ugyancsak elérhető a

kereskedelmi forgalomban és a polimer szálban egyenletesen eloszlatott ezüst

nanorészecskéknek köszönhetően antibakteriális tulajdonsága van. [49]

3.1.5.1.3. Polietilén tereftalát (PET)

A PET filament megfelelő biokompatibilitással rendelkező, nem biodegradábilis polimer.

[53] Számos területen alkalmazzák, de a felhasználását korlátozhatja a polimer rigidsége. A

magas nyomtatási hőmérséklet következtében (250 °C), pedig kristályszerkezeti változásokkal

is számolnunk kell. [54]

3.1.5.1.4. Polietilén tereftalát glikol (PETG)

A PET glikol módosulata (PETG) is egy gyakran használt filament, melynekmagas a

szakítószilárdsága és nagymértékben ellenáll a kémiai anyagoknak. Nem-biodegradábilis, olcsó

és üveg-szerű átlátszó polimer, amely kiküszöböli a PET kristályszerkezeti problémáját. [50]

Annak ellenére, hogy a PETG érzékenyebb az UV fény általi sérülésre és nem lehet autoklávval

sterilezni, ez előnyei jelentősebbek ezeknél a hátrányoknál. [55]

3.1.5.1.5. Polimetil metakrilát (PMMA)

A polimetil metakrilát (PMMA) filament egy kereskedelmi forgalomban kapható, relatíve

olcsó, hőhatásra könnyen formázható, nem-biodegradábilis, nem toxikus, inert polimer. [56] A

PMMA-t hatóanyaggal kombinálva gyöngy vagy szivacsformájában gyakran alkalmazzák

ortopédiai műtétek során, mivel a humán szervezettel kompatibilis szövetpótlónak tekinthető.

[57]

3.1.5.1.6. Nylon

A nylon vagy másnéven poliamid filamentek nem-biodegradábilis, nagy erősségű és

hőmérsékleti változásoknak ellenálló polimerek, melyek nagyon könnyűek a többi típushoz

viszonyítva. [58] A poliamidok kiváló hőformálási képességgel, illetve mechanikai és kopási

tulajdonságokkal rendelkeznek. [59]


20

3.1.5.2. Nyomtatási paraméterek

Mint minden 3D nyomtatás során, így az általunk alkalmazott módszernél is számos

paraméter befolyásolhatja a nyomtatott minta minőségét, például az alap- és hatóanyagok

fizikai és kémiai tulajdonágai, a nyomtatófej, az extruder és a beállított nyomtatási paraméterek.

[60] Nagyon fontos a különböző alkalmazott nyomtatási beállítások esetleges hatásainak

vizsgálata, [61] azon belül is a kritikus paraméterek meghatározása a gyógyszerleadó

rendszerek előállítása során. [62] Két különböző kutatócsoport is vizsgálta 3D nyomtatott

kapszulák és módosított hatóanyagleadású tabletták esetében a falvastagság és a kioldódási

profil kapcsolatát. Azt állapították meg, hogy a falvastagságnak, mint nyomtatási paraméternek

nagyon fontos hatása van a kioldódási profilra. [63] [64]

Mint más előállítási módszernél az FDM nyomtatásnál is számolnunk kell tipikus minőségi

problémákkal, ilyen a minta oldalának fodrozódása, amit az x-y tengely mentén történő vibráció

okoz. Minőségi hibát eredményezhet a minta dőlése az x vagy y tengely irányába. A hőtágulás,

a minta vetemedése vagy összehúzódása is a termék torzulását okozhatja. A rétegek elválását a

rétegek kötődésének hiánya okozza. A minta alaprétegeinek eltolódása a végtermék nem-

megfelelőségét eredményezi, illetve a porozitás elvesztése pedig a váz összeesését idézheti elő.

[11]


21

3.2. Implantátumok

3.2.1. Elméleti alapok

A Pharmacopoea Hungarica (Ph. Hg.) VIII. kiadása alapján a parenterális gyógyszeres

implantátumok (implantable drug delivery systems, IDDS) fogalma: „A parenterális

gyógyszeres implantátumok parenterális beültetésre szánt, alkalmas méretű és formájú, szilárd,

steril készítmények, amelyek hosszú időn keresztül, folyamatosan adják le hatóanyagukat. Az

implantátumok egyenként csomagolva, steril tartályokban kerülnek forgalomba” [65]

Az implantátumok alkalmazásának számos előnye van, ezek közé tartozik, hogy módosított

hatóanyagleadás érhető el a konvencionális gyógyszerformákkal összehasonlítva. [66] Az

implantátumokkal hosszú ideig, akár évekig biztosítható a hatóanyagleadás. A beadás helyétől

és módjától függően lokális vagy szisztémás hatás is biztosítható. A folyamatos, szabályozott

hatóanyagleadással állandó plazmaszintet lehet elérni, mellyel jobb beteg együttműködési

készség alakítható ki. Egyszerre kevesebb hatóanyag elegendő azonos hatás eléréséhez, mellyel

az esetleges mellékhatások kialakulásának a valószínűsége is lecsökken. Az implantálható

gyógyszerleadó rendszerek esetében számos lehetőség van a módosított hatóanyagleadás

kinetikájának befolyásolására és így a megfelelő hatóanyag felszabadulás eléréséhez. [67]

Néhány hátránnyal is számolnunk kell az alkalmazás során. Maga a gyógyszerforma

egyszerre nagyobb mennyiségű hatóanyagot tartalmazhat, mint a napi maximális dózis, így nem

megfelelő hatóanyag felszabadulás esetén toxicitást okozhat. A beültetés helyén bőrpír,

fájdalomérzés, súlyosabb esetben anafilaxiás reakció alakulhat ki. A beültetés és az esetleges

eltávolítás kisebb sebészeti beavatkozásnak minősül, illetve csak szakszemélyzet végezheti el

nem-biodegradábilis polimerek esetén. A termékek komplex struktúrájúak, amelyek előállítása

és engedélyeztetése drágább, mint egy hagyományos gyógyszerforma esetén.[68]

3.2.2. Előállítási lehetőségek

Az implantátumok előállítására különböző módszerek alkalmazhatóak, így a fröccsöntés

(injection molding), préselés (compression molding), forró olvadék extrudálás (hot melt

extrusion, HME), oldószer elpárologtatás (solvent casting), illetve az általunk is használt 3D

nyomtatás. Mivel a 3D nyomtatást egy teljes fejezetben részleteztem, így ebben a fejezetben

csak a hagyományos, legfontosabb gyártástechnológiákat mutatom be. [69]

A fröccsöntés során a termoplasztikus polimert (például politejsav vagy politejsav-ko-

glikolát) megolvasztják és adott üregű szerszámba injektálják, ahol hagyják megszilárdulni. A

módszer gyors és sokoldalú, lényegében folyamatos gyártástechnológiának tekinthető és a


22

léptéknövelés is könnyű, amihez csak a berendezés méretének és a szerszámok mennyiségének

a megváltoztatása szükséges. [70]

A préselés során az alsó szerszámba helyezik a hatóanyagot is tartalmazó termoplasztikus

polimer granulátumot, majd a felső szerszám préseléssel kialakítja az ennek megfelelelő formát.

A préselést követően az alsó szerszámból kilökik a mintát, amely már kész is az alkalmazásra.

A módszer előnye, hogy nem szükséges sem magas hőmérséklet, sem pedig oldószer

alkalmazása és szélesebb körű hatóanyag csoporttal alkalmazható. Hátrányaként említhető

meg, hogy ezzel a módszerrel általában rövidebb hatóanyagfelszabadulású minták állíthatók

elő, így utólag szükséges lehet módosított hatóanyag felszabadulást biztosító bevonattal ellátni.

[69]

Az extrudálás során a polimert granulátum vagy pellet-, a hatóanyagot por-, illetve oldat

formájában juttatják be az adagolón át az extrúziós csigára. A csiga nyomja keresztül a polimert

az extruder fűtött zónáin, ahol a hő és a súrlódás hatására megolvad, majd egy szerszámon

keresztülhaladva nyeri el a kívánt formát pl. szál, lap. A módszerrel termoplasztikus polimerek

alkalmazhatóak. A módszer előnye, hogy nagy hatékonyságú, oldószermentesen alkalmazható,

folyamatos gyártástechnológiai eljárás, ahol könnyen biztosítható a léptéknövelés. A

kutatócsoportok előszeretettel alkalmazzák ezt a technológiát kis vízoldékonysággal

rendelkező hatóanyagok formulálása során. Hátrányaként említhető, hogy csak olyan

hatóanyagokkal alkalmazható, mely az adott extrúziós hőmérsékleten stabil marad, például a

politejsav esetében 180 °C-os az extrúziós hőmérséklet. Ezzel a módszerrel állítják elő a

Zoladex®, a Suprefact Depot® és az Implanon® implantátumokat. [71]

Oldószer elpárologtatás (solvent casting) esetén a polimert az oldószerében feloldják

(politejsav esetében tetrahidrofurán, aceton, kloroform), majd egy szalagra adagolják, ahonnan

az oldószert elpárologtatják és megkapják a polimer filmet vagy szalagot. Ugyan ez egy régóta

alkalmazott gyártástechnológiai eljárás, az alkalmazásának gátat szabhat az esetlegesen

visszamaradó szerves oldószerek toxikus vagy káros hatása. [72]

3.2.3. Alkalmazás a gyógyászatban

Az alkalmazás helye szerint csoportosíthatóak az implantátumok, mely alapján

megkülönböztethetünk szubkután beültethető rendszereket, intravaginális, intraartikuláris vagy

csontműtéteknél alkalmazható, illetve intraoculáris implantátumokat.

3.2.3.1. Szubkután beültethető rendszerek

A szubkután beültethető rendszereket a bőr alá ültetik be, ilyen típusúak a szilárd

implantátumok, a folyamatos szubkután inzulin infúzió (Continuous Subcutaneous Insulin


23

Enfusion, CSII) biztosító hordozható pumpák, illetve az in situ képződő implantátumok (in situ

forming device).

3.2.3.1.1. Szilárd implantátumok

A szilárd implantátumok esetében elkülöníthetünk fogamzásgátlásra alkalmazott,

prosztatarák kezelésére használt, függőségről való leszokáshoz rendelt, illetve agytumorban

alkalmazható implantátumokat.

A fogamzásgátló implantátumokat a felkar belső részére ültetik be, egy speciális tű

segítségével. A beültetés körülbelül 15 percet vesz igénybe, és a beültetett implantátumtól

függően egy évtől akár öt évig biztosítja a folyamatos hatóanyag-leadást. A hatékonysága 99,95

%-os. További előnye, hogy szoptatás alatt is alkalmazható. Legfontosabb hátránya, hogy nem

véd a szexuálisan terjedő betegségek ellen, illetve drága fogamzásgátló módszernek számít.

Mellékhatásként jelentkezhet a beültetést követően fájdalom, irritáció vagy viszketés, illetve

testsúlygyarapodást, akne kialakulását, fejfájást vagy amenorrheát okozhat. Az FDA által

engedélyezett fogamzásgátló implantátumokat az alábbi táblázatban foglaltam össze.

(2.táblázat) [73]

Készítmény Norplant®

(FDA

kivonta a

forgalomból)

Norplant 2® Jadelle® Implanon®

Capronor®

Biodegradábilitás Nem-biodegradábilis Biodegradábili

s

Hatóanyag 36 mg levonorgestrel/rúd (216

mg összesen)

75 mg

levonorgestrel/

rúd

68 mg

etonogestrel/

rúd

levonorgestrel

Polimer típusa Szilikon Elasztomer EVA PCL

Beültetendő

implantátum

mennyiség

6 db 2 db 2 db 1 db 1 db

Hatástartam 5 év 3 év 5 év 3 év 1 év

2.táblázat – Fogamzásgátló implantátumok jellemzése Kleiner és munkatársai

szerint [73]

A prosztatarák kezelésére is alkalmaznak szilárd implantátumokat. A Suprefact Depo®

implantátum esetében két vagy három havonta ültetnek be három steril rudat a felkar belső

részébe. Az implantátum buserelin hatóanyagot tartalmaz, amelyet előrehaladott prosztatarák


24

kezelésére alkalmaznak. A hatóanyag poli-laktid-ko-glikolát hordozóban van eloszlatva 75:25

mólarányban. A Reseligo® és Zoladex Depot® 3,6 mg és 10,8 mg implantátum goserelin

hatóanyagot tartalmaznak, melyet prosztata karcinóma, emlő karcinóma, endometriózis,

endometrium elvékonyítás, méhüregi fibroidok kezelésére és asszisztált megtermékenyítéshez

alkalmaznak. A hatóanyag poli-laktát-ko-glikolát vagy politejsav polimer mátrixban van

diszpergálva, amit extrudálással állítanak elő. [74]

A gyógyszerfüggőségről való leszokás terápiájára az FDA 2016-ban engedélyezte a

Probuphine®-t (buprenorfin), melyet ópiát függőségről való leszokás esetében, mint fenntartó

terápia alkalmaznak. Egyszerre négy darab, polietilén-vinilacetát hordozóban eloszlatott

buprenorfin implantátumot ültetnek be, mely 6 hónapon keresztül folyamatosan biztosítja a

hatóanyagleadást. [75]

A Gliadel®-t (carmustine) még 1996-ban engedélyezte az FDA gliómák kezelésére. A

hatóanyagot biodegradábilis polianhidrid korongok (1.45 cm átmérőjű és 1 mm vastag)

tartalmazzák. A rosszindulatú daganat eltávolításakor közvetlenül az agykamrába helyezik,

hogy lokálisan fejtse ki a hatását. [76]

3.2.3.1.2. Folyamatos szubkután inzulinleadás

Folyamatos szubkután inzulin infúzió (Continuous Subcutaneous Insulin Enfusion, CSII)

biztosítanak a hordozható pumpák, amelyek az endogén inzulin felszabadulást utánozzák,

étkezéskor a szükséges, nagyobb mennyiségű inzulin, míg az étkezések között állandó, kisebb

mennyiség szabadul fel, így stabilizálva a beteg vércukorszintjét. Az inzulin pumpát a testre

erősítik és infúziós szereléken át szárnyas tűvel juttatják a bőr alá a szükséges mennyiségű

inzulint. Előnye a nagy flexibilitás és a minimális szúrásszám, ezen felül az inzulinadagolás

folyamatos, így az összinzulin igény és a vércukor ingadozásis csökken, így a hypoglycaemiák

száma is leredukálódik. Az elfogyasztott szénhidrát mennyiség is rugalmasabb, mint a

hagyományos inzulinok esetében. A beteg életminősége számottevően javul a flexibilitás

növekedése miatt. Az alkalmazásának hátránya a készülékek magas ára és a folyamatos viselés

okozta kellemetlenségérzés. A hátrányai ellenére a gyermekgyógyászatban széles körben

elterjedt, mivel biztosítható egy gyermek számára a megfelelő inzulinszint a nap folyamán. [77]

3.2.3.1.3. In situ képződő implantátumok

Az in situ képződő implantátumok (In Situ Forming Devices, ISFD) a befecskendezés

helyén gélesednek vagy megszilárdulnak, majd meghatározott idő elteltével lebomlanak a

szervezetben. A hatóanyagleadás sebessége a polimerek összetételével és molekulatömegével

változtatható. A depó képzés mechanizmusa alapján négy alcsoportra oszthatók:


25

termoplasztikus polimer, kereszttérhálósodó polimer, kicsapódó polimer vagy hőérzékeny gél.

[78] Például az Oncogel® paklitaxel hatóanyagot tartalmaz, mely hosszú távú hatóanyag

felszabadulást biztosít a kezelés során. [79]

3.2.3.2. Intravaginális

A jelenleg forgalomban lévő hüvelygyűrűkkel, három héten keresztül tudják biztosítani a

folyamatos hatóanyag-leadást. A hatóanyag felszívódása a hüvely nyálkahártyáján keresztül

történik. A NuvaRing® fogamzásgátló hüvelygyűrű 11,7 mg etonogesztrelt és 2,7 mg

etinilösztradiolt tartalmaz. A hüvelyben alkalmazott gyógyszerleadó rendszerből 24 óránként

átlagosan 0,120 mg etonogesztrel és 0,015 mg etinilösztradiol szabadul fel egy 3 hetes periódus

alatt. A gyűrű előállításához etilénvinil-acetát kopolimert használnak, mely 54 mm külső és 40

mm belső átmérőjű, hajlékony, színtelen és sima felületű gyógyszerleadó rendszer. [73]

3.2.3.3. Intraoculáris

Az első szemészetben alkalmazott implantátumot még az 1970-es években engedélyezte az

FDA (jelenleg már alkalmazzák) Ocusert® inzert néven, mely hatóanyagként pilokarpint

tartalmazott és glaucoma kezelésére használták. Diffúzión alapuló, membránszabályozott,

nulladrendű kinetikával rendelkező gyógyszerleadó rendszert állítottak elő, melyből hét napon

keresztül történta hatóanyag leadása. Nem-biodegradábilis, polietilén-vinil-acetátot használtak

polimerként, a hatóanyagot pedig alginát gélben oszlatták el. [73]

Jelenleg Magyarországon az Ozurdex® intravitreális implantátum van forgalomban, mely

dexamethason hatóanyagtartalmú és a makuláris ödéma csökkentésére alkalmazzák. Az

implantátumot polilaktid-ko-glikozidból állították elő, pálcika alakú és színtelen, amely egy

speciális applikátorral szakemberek által kerül beültetésre az üvegtestbe, a beültetést 4-6

hónaponként kell megismételni. [80]

3.2.3.4. Ortopédiában alkalmazható implantátumok

Az ortopédiai műtétek során is kiemelkedő jelentősége van az implantátumok

alkalmazásának. Az antibiotikum tartalmú implantátumokból (például kollagén-gentamicin

szivacs vagy PMMA-gentamicin gyöngyök) több hétig tartó, folyamatos hatóanyag

felszabadulás biztosítható a műtétet követően, lokálisan a csont környezetében, ami csökkenti

a műtéti szövődmények kialakulásának valószínűségét. Ilyen például a kollagén-gentamicin

szivacs, amely biodegradábilis, azaz a szervezetben lebomlik, nincs szükség újabb sebészeti

beavatkozásra, illetve a PMMA-gentamicin gyöngy, mely nem-biodegradábilis, így újabb


26

beavatkozásra lesz szükség az eltávolításához. Ezen implantátumok esetében szövődményként

osteomielitis alakulhat ki, vagy fém implantátumok esetében metallózis. [81]

3.2.3.5. Fogászati implantátumok

A fogászati implantátumok alkalmazása egy régóta alkalmazott fogászati eljárás, melyet

évente több százezer betegen végeznek el világszerte. [82] A fogászati implantátumok

előállításához és a beültetés sikerességéhez kiemelkedően fontos a felszíni egyenetlenség és a

megfelelő geometria, mely implantátumok jelenleg elfogadott standard eljárásként az

állkapocshoz csavarral rögzítettek. A fogászati implantátumok csontcementből, titániumból

vagy valamilyen alkalmas polimerből (például poli(éter-éter-keton)-ból) kerülnek előállításra.

[24] A 3D nyomtatással lehetőség nyílt hibrid rendszerek előállítására, mely kiküszöböli az

egyes alapanyagok hátrányait, így létrehozva az eddigi rigid struktúrákból egy hosszútávon

alkalmazható, betegek által könnyen viselhető implantátumot. [83]


27

4. Célkitűzés

A PhD értekezésem céljául tűztük ki, hogy FDM típusú 3D nyomtatással állítsunk elő

különböző gyógyszerleadó rendszereket, illetve az előállított rendszerek megfelelő vizsgálatait

elvégezzük.

1.

kís

érle

tso

roza

t

3D nyomtatás Laurent Mollet,

Prof. Anthony W. Coleman

Kémiai módosítás

Anyagszerkezeti

vizsgálatok

Pásztázó elektronmikroszkópia Florent Perret

Fourier transzformációs infravörös

spektroszkópia

Beomjoon Kim

Felszíni egyenetlenség vizsgálata Prof. Anthony W. Coleman

Pozitron annihilációs élettartam

spektroszkópia

Prof. Zelkó Romána,

Dr. Kazsoki Adrienn

Nedvesedési peremszög meghatározás Prof. Anthony W. Coleman

Sterilezés

Biokompatibilitás MTT teszt

Kristályibolya teszt Dr. Kovács Renátó

2.

kís

érle

tsoro

zat

3D nyomtatás Dr. Papp Ildikó,

Dr. Zichar Mariann

Tömegegységesség

PLA degradáció

Anyagszerkezeti

vizsgálatok

Pásztázó elektronmikroszkópia Dr. Budai István

Mikro komputettomográfia Béres Mónika

Termogravimetria/ Hőáramlás Ifj. Dr. Regdon Géza

Nedvesedési peremszög

Raman spektroszkópia Dr. Elek János,

Csontos Máté

Sterilezés

Citotoxicitás MTT teszt

Kioldódás vizsgálat

3.táblázat – A kutatás során alkalmazott kísérletek sematikus ábrázolása, az utolsó

oszlopban feltüntetésre kerültek a társszerzőkkel elvégzett kísérletek.


28

Az 1. kísérletsorozatunkban a minták kémiai módosítása történt, mely során különböző

kémiai oldalláncokat kapcsoltunk a különböző polimerekből előállított implantátumokhoz, így

célunk volt:

o a minták anyagszerkezetének vizsgálata:

pásztázó elektronmikroszkópiás és felszíni egyenetlenség vizsgálata a

felszíni tulajdonságok meghatározásához

Fourier transzformációs infravörös spektroszkópiai vizsgálat a kémiai

módosításról

pozitron annihilációs élettartam spektroszkópiai vizsgálat a minták

felszínén lévő szabad térfogat meghatározására

nedvesedési peremszög meghatározása a minták nedvesedéséről ad

információt, ami fontos az esetleges kilökődés szempontjából

o a minták biokompatibilitásának vizsgálata:

módosított MTT teszttel a 4., 8. és 12. napon, illetve 1, 2 és 3 hónap

esetében a mintákból esetlegesen kioldódó xenobiotikumok sejtkárosító

hatásának feltérképezésére

biofilm képződésének vizsgálata a minták felszínén Candida albicans

SC5314 referencia izolátum által

A 2. kísérletsorozatunkban a minták előállítása FDM 3D nyomtatóval történt különböző

polimerekből diklofenák-nátrium hatóanyagtartalommal:

o a minták anyagszerkezetének vizsgálata:

pásztázó elektronmikroszkópiai és mikro komputertomográfiai elemzés

a felszíni tulajdonságok meghatározásához és a belső 3D struktúra

feltérképezésére

termogravimetriás és differenciális pásztázó kalorimetriai vizsgálatok

elvégzése a stabilitás és bomlás feltérképezésére

Raman spektroszkópia a különböző kitöltöttségi mintázattal rendelkező

minták hatóanyagtartalmának elhelyezkedésének vizsgálatára

o a minták citotoxicitási vizsgálata MTT teszttel

o a minták kioldódásának vizsgálata, a minták hatóanyag kioldódási profiljának

feltérképezésére


29

5. Anyagok és módszerek

5.1. Anyagok

5.1.1. 3D nyomtatáshoz felhasznált anyagok

5.1.1.1. 1. kísérletsorozat

A 3D nyomtatáshozpolitejsav (PLA), filamentet használtunk fel, melyet a MakerShop Le

Mans-tól (Le Mans,Franciaország) vásároltuk, és száraz, fénytől elzárt körülmények között,

szobahőmérsékleten tároltuk. A kereskedelmi forgalomban elérhető filament átmérője 2,85

mm. A nyomtatáshoz felhasznált filament fizikai tulajdonságait a 4. táblázat tartalmazza. A

tulajdonságokról szóló eredményeket a MakerShop Le Mas Kft. biztosította.

4. táblázat – A felhasznált politejsav filament tulajdonságai

5.1.1.2. 2. kísérletsorozat

A kísérletekhez felhasznált polimereket: politejsav (polylactic acid, PLA), antibakteriális

politejsav (antibacterial polylactic acid, Anti PLA), polietilén-tereftalát-glikol (polyethylene

terephthalate glycol, PETG) és polimetil-metakrilát (poly(methyl methacrylate), PMMA) a

Philament Kft.-től vásároltuk meg. A kereskedelmi forgalomban elérhető filamentek átmérője

1,75 mm. A nyomtatáshoz felhasznált filamentek fizikai tulajdonságait az 5. táblázat

tartalmazza, míg a 3D nyomtatás utáni mérési eredményeket a 6. táblázat. A jellemzést a

Philament Kft. (Szigetszentmiklós, Magyarország) szolgáltatta.

Tulajdonságok Módszer PLA PLA

antibakteriális PETG PMMA

Fajsúly (g/cm3) D792 1.24 1.24 1.29 1.17

Lágyulási hőmérséklet

0.45 MPa (°C) D790 55 80-90 68 106

Üvegesedési hőmérséklet

(°C) D3418 55-60 55-60 80 105

Tulajdonságok Módszer PLA

Fajsúly (g/cm3) D792 1,17

Lágyulási hőmérséklet

0.45 MPa (°C) D790 50

Üvegesedési hőmérséklet (°C) D3418 54

Szakító szilárdság (Mpa) ISO 527 39

Nyúlás (%) ISO 527 6,00


30

Szakító szilárdság (Mpa) ISO 527 60 66 53 90

Nyúlás (%) ISO 527 6,00 3,31 4,01 15,0

Rugalmassági modulus

(Mpa) ISO 527 3800 4400 2040 2900

Izod ütőszilárdság

(bemetszett) (kJ/m2) ISO 180 16 118 4,5 6,4

5. táblázat – A felhasznált filamentek tulajdonságai

6. táblázat – A nyomtatott filament szálak 3D nyomtatást követően mért

tulajdonságai

5.1.2. Kémiai módosításhoz felhasznált anyagok

Az etilén-diamin (ethylene diamine, ED), trietilén-tetramin (triethylenetetramine, TET), N-

metil-1,3-propán-diamin (N-methyl-1,3-propanediamine, NMePrN), 2,2’-etiléndioxi-

dietilamin (2,2′ (ethylenedioxy)diethylamine, NPEGN) és tris(2-aminoetil)-amin (tris(2-

aminoethyl) amine, Tris) vegyszereket a Sigma-Aldrich Kft.-től (Budapest, Magyarország)

vásároltuk meg. A bisz(aminopropil)-amin (bis(aminopropyl)amine, BAPA), vegyszeret a

Molar Kft.-től (Halásztelek, Magyarország) vásároltuk meg. Minden vegyszert az előírásoknak

megfelelő körülmények között tároltunk és hígítás nélkül alkalmaztunk. Az ioncserélt vizet

Millipore berendezés (Merck Millipore Direct-Q 5 UV, Millipore SAS, Merck Kft. Budapest,

Magyarország) felhasználásával állítottuk elő.

5.1.3. Diklofenák nátrium

A diklofenák-nátriumsót a Tokyo Chemical Industry Co.-tól (Oxford, Anglia) származott.

A diklofenák nátrium Ph. Eur. 10. kiadásának megfelelő tisztaságú. Hivatalos neve

diclofenacum natricum. A Ph. Hg. VIII. kiadásának II. kötete alapján fehér vagy enyhén sárgás,

kristályos por. Kissé nedvszívó. Vízben mérsékleten, metanolban bőségesen oldódik, míg

alkoholban oldódik.

Tulajdonságok Módszer PLA PLA

antibakteriális PETG PMMA

Szakító szilárdság (Mpa) ISO 527 31,6 33,0 43,0 83,0

Rugalmassági modulus

(Mpa) ISO 527 1800 2300 2800 3200

Izod ütőszilárdság

(bemetszett) (kJ/m2) ISO 180 2,6 3,8 9,4 2,0


31

2. ábra – A diklofenák szerkezeti képlete

Hatásmechanizmusának alapja a ciklooxigenáz (COX) enzim gátlása. A COX-2 gátlásán

alapszik a nem-szteroid gyulladáscsökkentő, illetve a láz- és fájdalomcsillapító hatás, míg a

COX-1 enzim gátlása felelős az ulcerogén mellékhatás kialakulásáért. A diklofenák-nátrium

lokális vagy szisztémás hatás kifejtésére is képes az alkalmazott gyógyszerformától és az

alkalmazás helyétől függően például végbélkúp, kapszula, tabletta vagy injekció formájában.

[84] A diklofenák-nátrium implantálható gyógyszerleadó rendszerként is használható lokálisan

a gyulladási válasz csökkentésére és az esetleges kilökődés meggátlására. [85]

A diklofenák-nátrium a biofarmáciai klasszifikációs rendszerben (BSC) II-es csoportba

tartozik és számos kutatócsoport használja gyógyszerleadó rendszerként a kioldódási profil

meghatározásához. A diklofenák-nátrium könnyen mérhető UV-VIS spektrofotometriával a jó

vízoldékonyságának és a semleges pH-jának köszönhetően. [86]

A diklofenák-nátrium orális adagolást követően gyorsan abszorbeálódik a

gasztrointesztinális traktuson keresztül és a felszívódott hatóanyag nagyon erősen kötődik

humán szérum fehérjékhez, elsősorban albuminhoz (>99,5 %), mely egy gyorsan lejátszódó

folyamat. [87] A szisztémás vérkeringésbe a felszívódott vegyület körülbelül 60 %-a jut be a

máj first pass metabolizmusa miatt. A biotranszformáció során aromás hidroxiláció és

konjugáció történik. A vegyület körülbelül 65 %-a a vizelettel ürül ki a szervezetből, nagyrészt

metabolitként vagy konjugátumként, míg nagyon kis mennyiségben változatlan formában.

Felezési ideje körülbelül 1 óra intravénás, míg 2 óra orális adagolást követően. [88]


32

5.2. Módszerek

A két kísérletsorozathoz tartozó módszereket csoportosítva írtam le.

5.2.1. 1. kísérletsorozat

5.2.1.1. 3D nyomtatás

A minták 3D objektumként való tervezéséhez Inventor programot használtunk. A kísérleti

minták előállítása 2,85 mm-es filamentből történt. [89] A 3D nyomtatáshoz Lulzbot Taz 5 vagy

Lulzbot Mini 3D nyomtatót használtunk. (Aleph Objects Inc, Loveland, CO, USA). A

nyomtatási paraméterek a 7. táblázatban találhatóak. A minták átmérője 14 mm, a vastagságuk

3 mm volt. A Lulzbot Mini nyomtatón egyszerre 25 mintát, míg a Lulzbot Taz 3D nyomtatón

egyszerre 50 mintát tudtunk előállítani. [18]

7. táblázat - A 3D nyomtatáshoz használt nyomtatási paraméterek a két Lulzbot 3D

nyomtató esetében

5.2.1.2. Kémiai oldallánc módosítás

Az alkalmazott amidációs reagensek: etilén-diamin (ED), trietilén-tetramin (TET), N-

metil-1,3-propán-diamin (NMePrN), bisz(aminopropil)-amin (BAPA), 2,2 '(etilén-dioxi)-

dietilamin (NPEGN), tris (2-aminoetil)-amin (Tris), aminomethán szulfocianid (aminomethane

sulfocianid, AMS) és 5’-monofoszfát-monohidrát (5’-monophosphate monohydrate, AMP).

Minden reagensből összesen 1000 ml 1 M-os oldatot készítettünk desztillált vízben történő

elegyítéssel vagy feloldással. Egyéb segédanyagokat nem adtunk hozzá, mivel az adenozin-

monofoszfát (AMP) alkalmazásával végzett előzetes kísérletek során tiszta funkcionalizáció

történt a fentebb említett oldószer alkalmazásával és az alkalmazott kísérleti körülmények

között. [90]

3D nyomtató Lulzbot Mini Lulzbot Taz 5

Filament típusa PLA PLA

Gyártó Maker Shop France Maker Shop France

Filament átmérő [mm] 2,85 2,85

Nyomtatófej átmérő [µm] 350 350

Kitöltöttségi százalék [%] 100 100

Extrudálási hőmérséklet [°C] 215 215

Tálca hőmérséklet [°C] 60 60

Rétegvastagság [µm] 50 75

Nyomtatási sebesség [mm/s] 50 50


33

A 3D nyomtatott mintákat egy főzőpohárba helyeztük és hozzáadtunk 100 ml reagens

oldatot, ez a módszer lehetővé teszi alacsony illékonyságú reagensek alkalmazásával, zárt, vizes

körülmények között történő kémiai oldallánc módosítást. A főzőpoharakat lezártuk és mozgó

inkubátorban 24 órán át 20 °C-on kevertettük. A mintákat ezután kivettük, és ötször mostuk 50

ml desztillált vízzel. Végül az implantátumokat szobahőmérsékleten, pormentes körülmények

között szárítottuk 24 órán keresztül. A mintákat a felhasználásig légmentesen záródó

centrifugacsövekben tároltuk. [91]

5.2.1.3. Anyagszerkezeti vizsgálatok

5.2.1.3.1. Pásztázó elektronmikroszkópia (SEM)

A SEM felvételeket FE-SEM S-5000 téremissziós pásztázó elektronmikroszkóppal (field

emission scanning electron microscopy) (Hitachi Ltd., Tokió, Japán) készítettük el. A vizsgálat

előtt a minták felszínére 4 nm palládium lett elhelyezve atomi rétegleválasztással (atomic layer

deposition, ALD) és az így kapott mintákat egy éjszakán át vákuumban tartottuk a vizsgálatok

elvégzése előtt. [51]

5.2.1.3.2. Fourier transzformációs infravörös spektroszkópia (FTIR)

Az 1. kísérletsorozatban kémiai módosítással előállított PLA minták Fourier

transzformációs infravörös (Fourier transform infrared spectroscopy, FTIR) spektrumát

szobahőmérsékleten rögzítettük IRAffinity-1S FTIR spektrométerrel (Shimadzu Corporation,

Kiotó, Japán) 600–4000 cm-1 hullámszám-tartományban. A méréshez csillapított teljes

visszaverődés (attenuated total reflection, ATR) modult (Miracle 10) alkalmaztunk, míg a

spektrumrögzítőt átviteli (%) módban alkalmaztuk. [92]

5.2.1.3.3. Felszíni egyenetlenség vizsgálata

Az 1. kísérletsorozattal előállított mintákat megvizsgáltuk a felszíni egyenetlenség

szempontjából is. A kísérlethez VHX 6000 optikai mikroszkópot (Keyence Corporation,

Jonage, Franciaország) használtunk, a képeket a mikroszkóphoz tartozó belső szoftverrel

átalakítottuk, hogy a kapott vonalprofilokat összehasonlíthatóvá tegyük. [93]

5.2.1.3.4. Pozitron annihilációs élettartam spektroszkópia (PALS)

A mintákat pozitron annihilációs élettartam spektroszkópiával (positron annihilation

lifetime spectroscopy, PALS) is megvizsgáltuk (Budapest, Magyarország). A vizsgálathoz

hordozó nélküli 22NaCl-ből készült pozitron forrást használtunk, melynek aktivitása 106 Bq

körül volt. A mintákat két nagyon vékony Kapton® fólia közé zártuk. A pozitron forrást két


34

vizsgálati minta közé helyeztük el. A spektrumot BaF2 / XP2020Q detektorokon és Ortec®

elektronikán alapuló gyors – gyors egybeesési rendszerrel mértük. Minden mintából három

párhuzamos spektrumot vettünk fel. A spektrumokat a RESOLUTION számítógépes

szoftverrel értékeltük ki. Mindegyik minta esetében három fő komponenst találtunk, és a

leghosszabb komponenst, mint pozitrónium hármasállapot (pozitronium triplet state, o-Ps)

azonosítottuk. [94]

5.2.1.3.5. Nedvesedési peremszög meghatározás

A nedvesedési peremszög mérését Krüss goniométer (Krüss Gmbh., Hamburg,

Németország) segítségével végeztük el DSA3 szoftver segítségével. Mindegyik minta

felszínére 10 µl desztillált vizet pipettáztunk, és a csepp alakjáról felvételt készítettünk. A

nedvesedési peremszög értékeit a mérőműszer saját Kruss szoftverének segítségével határoztuk

meg. A méréseket minden kísérleti minta esetében minimum tízszer hajtottuk végre, és az

eredményeket átlagoltuk. [95]

5.2.1.4. Sterilezés

A mintákat 70%-os etanolban áztattuk 12 óra hosszáig lamináris légáramú boxban. Ezután

steril mull-lapra helyeztük a mintákat és UV fénnyel sterileztük 2 órán keresztül, majd

megfordítottuk és a másik oldalát is 2 óráig hagytuk így. [96]

5.2.1.5. Biokompatibilitás

5.2.1.5.1. Sejt passzálás

A kísérleteimet colon adenocarcinoma 2 (Caco-2) sejtvonalon végeztem el, melyet az

európai sejtkultúra gyűjteményből kaptuk (ECACC, No.86010202, London, Anglia). A sejtek

passzálását laminár boxban végeztem el. A munka megkezdése előtt 20 percig UV lámpát

alkalmaztam, a felületek fertőtlenítésére pedig 70%-os etanolt. A sejtekről óvatosan

eltávolítottam az elhasznált médiumot, majd steril PBS-sel (foszfáttal pufferelt sóoldat)

lemostam a sejteket. 4 ml 0,05%-os tripszin-EDTA (etilén-diamin-tetraecetsav) oldattal

inkubáltam a sejteket a 37 °C -os 5 v/v% -os CO2 inkubátorban, amíg a sejtek fel nem váltak a

flaska aljáról, de maximum 10 percig. Ezt követően a flaska tartalmát 10 ml-re kiegészítettem

DMEM (Dulbecco’s modified eagle medium: 3,7 g/l nátrium-hidrogén-karbonát, 10 v/v% hő-

inaktivált magzati szarvasmarha szérum (FBS, fetal bovine serum), 1 v/v% nem-esszenciális

aminosav oldat, 1 v/v% L-glutamin, 100 NE/ml penicillin, 100 µg/ml sztreptomicin)

médiummal, majd homogenizáltam, a flaska tartalmát centrifugacsőbe tettem és 6 percig 1100

g-n 24 °C-on centrifugáltam. Eközben mikroszkóp alatt megszámoltam a sejteket. A


35

lecentrifugált sejtekről óvatosan leszívtam a felülúszót és 10 ml friss médiummal

szuszpendáltam a sejteket. Az 1 vagy 2 millió sejtet tartalmazó, kiszámolt térfogatú

sejtszuszpenziót új flaskába (ThermoFisher®, Waltham, MA, USA) mértem és kiegészítettem

a flaska tartalmát 10 ml-re DMEM médiummal. A flaskát szignáltam, mikroszkóp alatt

ellenőriztem a sejtek jelenlétét és végül inkubátorba helyeztem a flaskát. Három-négy nap

múlva médiumot cseréltem a sejteken, majd hét nap múlva passzáltam a sejteket a monolayer

kialakulását követően. A citotoxicitás vizsgálatához 20 és 40 közötti passzázs számú sejteket

használtam fel. [97]

5.2.1.5.2. MTT teszt

Az MTT teszthez lapos aljú, 96-os platere szélesztettem 1*104 vagy 3*104 sejt/lyuk

sejtszuszpenziót. A vizsgálathoz a steril mintákat 2 ml DMEM médiumot tartalmazó

centrifugacsőbe tettem a 4., 8. és 12. napi vizsgálatig, ezeket a mintákat 37 °C-on tároltam

sejtinkubátorban.

A vizsgálat elvégzése laminár boxban történt, a munka megkezdése előtt 20 percig UV

lámpát használatam, míg a felületfertőtlenítéshez 70%-os etanolt. Először mikroszkóppal

ellenőriztem a platen a monolayer megfelelőségét, majd a sejtekről óvatosan leszívtam az

elhasználtmédiumot. 200-200 µl/lyuk steril PBS-sel mostam a sejteket, majd újra ellenőriztem

a sejteket. Ezt követte a minta felvitele: 200 µl minta/lyuk, mindegyik mintából három

párhuzamos minta felvitele. A 10 v/v% Triton-X oldat a pozitív kontroll, mivel ez biztosan

elpusztítja az élő sejteket, szolubilizáló tulajdonsága miatt. A DMEM médium pedig a negatív

kontroll, amely azonos körülmények között volt tárolva, mint a vizsgálati minták. 37 °C-on 30

percig inkubáltam a sejteket az oldatokkal, ezzel egyidejűleg pótoltam a centrifugacsövekből a

felhasznált mennyiségű DMEM médiumot. Eltávolítottam a teszt oldatokat a sejtekről és PBS-

sel mostam a sejteket. Ezt követően 100 µl 5 mg/ml MTT (3-(4,5-Dimethyl-2-thiazolyl)-2,5-

diphenyl-2H-tetrazolium bromide) - PBS (1:9) oldatot mértem a sejtekre és 37 °C-on 3 óráig

inkubáltam. Az inkubációt követően, leszívtam az MTT festéket tartalmazó oldatot és a sejteket

100 µl sósav-izopropanol oldattal (izopropanol: 1.0 N sósav = 25:1) szuszpendáltam. Végezetül

Fluostar Optima microplate reader (ThermoFisher®, Waltham, MA, USA) spektrofotométerrel

mértem a minták abszorbanciáját. A sejtéletképességi százalék a negatív kontrollhoz

viszonyítva van kifejezve. [98]

5.2.1.5.3. Kristályibolya teszt

A kristályibolya festési módszerrel történő vizsgálathoz laminár boxban dolgoztunk.

Fiziológiás sóoldatban, centrifugálással elkészítettük a Candida albicans SC5314 referencia


36

izolátumot. a sejtszuszpenzió 106 gomba/ml tartalmú. 500 µl referencia izolátumot

kiegészítettük 10 ml-re RPMI (Roswell Park Memorial Institute) 1640 tápfolyadékkal. A steril

implantátumokat egyenként 12-es plate-re helyeztük steril csipesszel, majd 1 ml-t mértünk az

elkészített oldatból mindegyik implantátumra és 37 °C-os 5 v/v% CO2 tartalmú inkubátorba

tettük 24 órára. [99] A 24 óra elteltével háromszor mostuk az implantátumokat fiziológiás

sóoldattal. Ezt követően új 12-es plate-be tettük a mintákat és 1-1 ml 0,1%-os kristályibolya

oldattal inkubáltuk 10-15 percig. Ezt követte egy újabb mosási lépés háromszor 5 ml fiziológiás

sóoldattal. Új plate-be tettük az implantátumokat és 1-1 ml 30 %-os ecetsavval inkubáltuk az

implantátumokat 10-15 percig. Mindegyik oldatból kétszer 100 µl-t mértünk 96-os platebe és

mértük az abszorbanciát 540 nm-en Anthos HTII spektrofotométerrel. (Anthos, Salzburg,

Ausztria) [100]

Három párhuzamos mérést végeztünk a pontosabb eredmény meghatározásához. Ezeket

átlagolva kaptuk meg a biofilm képződési képességet. Továbbá mértük az implantátum minták

önmagukban történő, gomba izolátum nélküli kristályibolya kötődését is, mely eredményt

kivontuk a kapott biofilm formálásikészségből.

5.2.1.6. Statisztikai elemzés

Az adatokat a GraphPad Prism (7.0 verzió; GraphPad Software Inc., Kalifornia, CA, USA)

segítségével elemeztük. A minták átlagát és ± szórás értékeit (standard deviation, SD)

számítottuk ki a mérési adatokból. A mintacsoportok összehasonlításához egyirányú ANOVA

tesztet végeztünk a STATISTICA program 13.2 verziójában (Statsoft Hungary Kft., Budapest,

Magyarország), 95%-os konfidencia szinten; az eredményeket szignifikánsnak tekintettük p

<0,05-nél. Ha a módszer leírása máshogy nem említi, akkor a kísérletet három párhuzamos

mintán hajtottuk végre, és legalább háromszor megismételtük. [101]

5.2.2. 2. kísérletsorozat

5.2.2.1. 3D nyomtatás

A minták digitális modelljeit a SolidWorks program (Dassault Systemes, Párizs,

Franciaország) felhasználásával terveztük meg az stl (standard tessellation language) fájl

formátumhoz. [102] Mindegyik nyomtatott minta 2,4 mm magas, de három különböző értéket

alkalmaztunk átmérőként: 16, 19 és 22 mm. Mivel a hatóanyag kioldódása főleg a minták felső

és alsó felületén keresztül történik, az átmérőket úgy választottuk meg, hogy a növekedés 150,

illetve 200%-os legyen. [103] A minták összes többi tulajdonságát a 3D nyomtatóhoz tartozó

szoftverben állítottuk be, jelen esetben a Slicer Prusa Edition-t használtuk. A minták

kitöltöttségi százalék értékeit: 0, 5, 10 és 15%, a nyomtatott héjak számát: 1, a felső és alsó


37

rétegek számát pedig: 2-re állítottuk be. Egy nyomtatás során egyszerre 10 minta volt

nyomtatható a Prusa i3 MK2 nyomtatóval (Prusa, Prága, Csehország), melyet a kísérleteinkhez

használtunk. A 3D nyomtatási folyamat során alkalmazott tulajdonságokat az alábbi, 8.

táblázat foglalja össze. [104]

Filament Típusa PLA Antibakteriális

PLA

PETG PMMA

Filament átmérő [mm] 1,75 1,75 1,75 1,75

Nyomtatófej átmérő [µm] 400 400 400 400

Kitöltöttségi százalék [%] 0, 5, 10, 15 0, 5, 10, 15 0, 5, 10, 15 0, 5, 10, 15

Nyomtatási hőmérséklet [℃] 215 215 250 270

Tálca hőmérséklet [℃] 60 60 90 110

Rétegvastagság [µm] 200 200 200 200

8. táblázat - A 3D nyomtatáshoz használt paraméterek a Prusa i3 MK2 nyomtató

esetében

5.2.2.2. Tömegegységesség és hatóanyagtartalom meghatározása

Minden egyes kísérleti minta tömegét lemértük a nyomtatást követően, melyből átlagot

számítottunk. Ezután a mintákat összetörtük a hatóanyagtartalom egységességének

meghatározása céljából. A mintákat egyenként oldottuk 100 ml desztillált vízben, és 60 percig

kevertük. A hatóanyagmennyiségét UV spektrofotometriával határoztuk meg

ThermoScientific ™ Multiskan ™ GO mikroplate spektrofotométerrel (Thermofisher,

Waltham, MA, USA) 276 nm hullámhosszon. [105]

5.2.2.3. PLA degradáció

Az in vitro degradáció vizsgálatához a PLA és antibakteriális PLA filamentből készült

mintákat szimulált testfolyadékban (simulated body fluid, SBF) inkubáltuk 37 °C-on, 10

fordulat/perc keverés mellett, 8 hétig. (Heidolph Inkubátor 1000 és Polymax 1040, Heidolph

Gmbh, Schwaback, Németország). Az SBF oldatot 0,353 g NaHC03, 0,224 g KCl, 7,995 g

NaCl, 0,305 g MgCl2 * 6 H2O, 0,228 g K2HPO4 *3 H2O, 0,071 g Na2S04 és 0,227 g CaCl2

feloldásával egy liter desztillált vízben készítettük el. [106] A pH-t 7,4-re állítottuk be Tris-

HCl-dal. A degradáció teszthez három párhuzamos mintát tettünk 20 ml SBF-oldatba. Heti

időközönként a mintákat desztillált vízzel mostuk és az inkubátorban 60 °C-on szárítottuk. A

súlyt MettlerToledo AX105 DeltaRange analitikai mérleggel (Colombus, OH, USA) mértük,

majd kiszámítottuk az átlagot. Az inkubációs közeget minden héten friss (pH = 7,4) SBF-

oldattal helyettesítettük. [107]


38

5.2.2.4. Anyagszerkezeti vizsgálatok


A pásztázó elektronmikroszkópiás felvételeket Hitachi Tabletop Microscope 3030

(TM3030) (Hitachi, Tokió, Japán) készülékkel készítettük el. A SEM vizsgálat előtt porlasztott

arany bevonat került a minták felületére, hogy elkerüljük a minták feltöltődését és

megolvadását. A méréshez vákuumot és alacsony gyorsítófeszültséget alkalmaztunk. Az

általunk használt TM3030 mikroszkópban az alkalmazott detektor egy energiadiszperzív

spektrometria(energy dispersive spectrometry, EDS). A SEM képekhez különböző

nagyításokat alkalmaztunk. [108]

5.2.2.4.2. Mikro komputertomográfia (MicroCT)

A mikro komputertomográfiai (microCT) méréshez SkyScan 1272 (Bruker, Kontich,

Belgium) berendezést használtunk. A mérés során alkalmazott paraméterek a következőek

voltak: pixel méret 5 µm; mátrixméret 2688 x 4032 (sorok x oszlopok); feszültség 50 kV; áram

200 µA; a forgás léptéke (deg) 0,200. Síktér és geometriai korrekciót is alkalmaztunk. A minta

vizsgálatát követően SkyScan NRecon szoftvert (2.0.4.2. verzió) használtunk a keresztmetszeti

képek elemzéséhez, mely során utóigazítás, az úgynevezett „beam-hardening” korrekciója, az

esetlegesen keletkezett gyűrű alakú képződmények korrekciója („ring artefact correction”) és

simítás történt. A háromdimenziós ábrák megjelenítéséhez CTwox szoftvert használtunk

(Bruker, Kontich, Belgium). [108]

A minták közötti pontos különbséget ImageJ szoftverrel számítottuk ki (Madison, WI,

USA). A méréshez három párhuzamos felszíni metszetet vizsgáltunk meg 5 µm-es pixel

mérettel. Az eredeti microCT képeket 8 bites szürkeárnyalatos képekké alakítottuk át, mellyel

minden pixelhez tartozó színinformációt átalakítottunk fekete-fehérre. Ezután kijelöltük a

minta felszínét és a szoftver automatikusan értékelte a filament százalékos arányát. [109]

5.2.2.4.3. Termogravimetriás (TG) és differenciális pásztázó kalorimetriai (DSC) elemzés

A minták termogravimetriás (thermogravimetric, TG) és differenciális pásztázó

kalorimetriai (differential scanning analysis, DSC) vizsgálatát Mettler-Toledo TGA/DSC1

berendezéssel végeztük el (Mettler-Toledo GmbH, Colombus, OH, USA)). Minden vizsgálati

mintából 40 µl térfogatnyi mennyiséget zárható alumínium hengerbe helyeztünk. Az

alkalmazott hőmérsékleti tartomány 25-500 °C, míg a felfűtés léptéke 10 °C/perc volt. A

mintákat nitrogén atmoszférában vizsgáltuk (sejt gáz: 50 ml/perc, módszer gáz: 70 ml/perc). A

kapott TG/DSC görbék kiértékelése STARe programmal történt (Mettler-Toledo GmbH,

Colombus, OH, USA)). [110]


39


A 2. kísérletsorozatban használt módszer megegyezik a korábban ismertetett 5.2.1.3.5.

Nedvesedési peremszög meghatározása módszerrel.

5.2.2.4.5. Raman spektroszkópia

A 2. kísérletsorozatban előállított PLA_16_0, PLA_16_5, PLA_16_10 és PLA_16_15

minták hatóanyag mennyiségét Raman spektroszkópiával határoztuk meg. A PLA_16_0

mintának csak egy ürege van, de a többi mintának hat belső ürege van, különböző kitöltöttségi

százalékokkal (5, 10 és 15%). Először egy lyukat fúrtunk egy-egy üreg fölé, kis átmérőjű (d

<0,5 cm) fúróval. Ezután a kinyert hatóanyagot 4-4 ml 96 %-os etanolban oldottuk. A

hatóanyag mennyiségének meghatározásához hétpontos kalibrációs görbét készítettünk 0,1

mg/ml és 15 mg/ml közötti koncentrációtartományban. A Raman spektroszkópiai mérést

Wasatch Photonics WP-785-R-SR_l-50 berendezéssel (Morrisville, NC, USA) végeztük el. A

Raman-spektrumokat kvarc küvettában határoztuk meg, 1 cm-es optikai úthosszat alkalmazva.

A detektor töltéshez kapcsolt eszköz (charge-coupled device, CCD) volt, a detektor

hőmérséklete 10 °C, a lézersugár hullámhossza 785 nm, az integrációs idő 500 ms és a

letapogatási idő 32 s. A spektrumokat többváltozós regressziós modellezéssel elemeztük a

legkisebb négyzetek (Partial Least Squares, PLS) módszerének elve alapján CAMO

Unscrambler X 10.5.1 verziójú szoftverben (Oslo, Norvégia). A diklofenák-nátrium

mennyiségét minden üregben, a kalibrációs görbe segítségével határoztuk meg.[111]

5.2.2.5. Sterilezés

A 2. kísérletsorozatban használt módszer megegyezik a korábban ismertetett 5.2.1.4.

Sterilezés módszerrel.

5.2.2.6. Citotoxicitás

A 2. kísérletsorozatban használt módszer megegyezik a korábban ismertetett 5.2.1.5.1. Sejt

passzálás és 5.2.1.5.2. MTT teszt módszerrel. [96]

5.2.2.7. Kioldódás vizsgálat

A diklofenák-nátrium hatóanyagtartalmú minták esetében a kioldódás vizsgálatához USP

I. típusú (forgókosaras) Erweka DT 800 kioldódás vizsgáló készüléket alkalmaztunk,

automatikus mintavevő rendszerrel (Ismatec IPC) (Erweka Gmbh, Langen, Németország). 900

ml 1,0 M foszfátpuffer oldatú kioldóközeget (pH 7,4) használtunk a kísérleteinkhez. A forgási

sebességet 100 fordulat/perc, a hőmérsékletet 37 °C-ra állítottuk be. Minden mintát a


40

forgókosárba helyeztünk. Minden mérési időpontnál 3 ml mintát vettünk. A mintákat 0,083;

0,25; 0,5; 0,75; 1; 2; 4; 6; 8; 12; 14; 16; 18; 20 és 24 órakor vettük le az automatikus mintavevő

segítségével. [16] A kioldódó diklofenák koncentrációját UV spektrofotometriával határoztuk

meg ThemoScientific ™ Multiskan ™ GO mikroplate spektrofotométerrel (Thermofisher,

Waltham, MA, USA) 276 nm hullámhosszon. Az összes mintát az összes mérési ponton 96

lyukú UV-Star® mikroplate-be pipettáztuk (Greiner Bio-One Kft., Mosonmagyaróvár,

Magyarország), és az abszorbanciát 276 nm-en mértük. A kioldódási kísérleteket hat

párhuzamos mintán végeztük el. [112]

5.2.2.8. Statisztikai elemzés

Az adatokat a GraphPad Prism (7.0 verzió; GraphPad Software Inc., Kalifornia, CA, USA)

segítségével elemeztük, a minták átlagát és ± szórás értékeit (standard deviation, SD) is

meghatároztuk. A mintacsoportok összehasonlításához egyirányú ANOVA tesztet végeztünk

el, 95 %-os konfidencia szinten; az eredményeket szignifikánsnak tekintettük p <0,05-nél. A

Design-Expert ® szoftver 10.0 verzióját (Stat-Ease Int., Minneapolis, MN, USA) használtuk a

történeti statisztikai adatok elemzéséhez ANOVA teszttel a kioldódási vizsgálatok esetében. Ha

a módszer leírása máshogy nem említi, akkor a kísérletet három párhuzamos mintán hajtottuk

végre és legalább háromszor megismételtük. [101]


41

6. Eredmények

6.1. 1. kísérletsorozat

6.1.1. 3D nyomtatás és kémiai módosítás

A kísérleteinkhez a 3D nyomtatott mintákat a lyoni Claude Bernard egyetemen állították

elő. A nyomtatáshoz politejsav filamentet alkalmaztak, melyet a 215 °C-ra felmelegített 0,4

mm átmérőjű nyomtatófejen keresztül nyomtattak. A nyomtatott rétegek vastagsága 50 és 75

µm között változott. A minták kitöltöttségi százaléka 100% volt, mely megfelelő porozitást

biztosít a nyomtatott szálak közötti kisméretű üregeknek köszönhetően, illetve megfelelő

mechanikai szilárdságot, így a kémiai módosításhoz használt oldószerek nem jutnak be a minta

belsejébe. A nyomtatott minták átmérője 14 mm, míg a magassága 3 mm, amint az a 3. ábrán

is látható.

3. ábra - A nyomtatott minták a) A megtervezett minta stl (standard tessellation

language) file formátumban b) A nyomtatott minta átmérője 14 mm c) A Lulzbot

Mini nyomtatón egyszerre 25 mintát tudtunk nyomtatni d) A Lulzbot Taz 5

nyomtatón egyszerre 50 mintát tudtunk nyomtatni.

A politejsav minták kémiai oldallánc módosítása különböző aminokkal történt, melyek

hatását eddig egy kutatócsoport sem vizsgálta, ezért számít ez a kísérlet újdonságnak. A

felszínmódosításhoz használt kémiai reakciók elve a 4. ábrán a) látható, illetve a módosulatok

szerkezeti képlete is. (4. ábra b))

A kémiai anyagok kiválasztásakor az volt a szempont, hogy hidrofil oldalláncokat

kapcsoljunk a PLA-hoz, melyeknek eltérő a természete: az etilén-diamin (ED) rövid szénláncú

primer amin fejcsoporttal, a trietilén-tetramin (TET) és a bisz(aminopropil)-amin (BAPA)


42

oligoamin csoporttal rendelkezik, az N-metil-1,3-propán-diamin (NMePrN) rövid szénláncú

szekunder amin csoportot, a 2,2 '(etilén-dioxi)-dietilamin (NPEGN) egy rövid polietilénglikol

vázat, míg a tris (2-aminoetil)-amin (Tris) elágazó amino csoportot tartalmaz.

4. ábra - A kémiai módosítás reakcióegyenlete a) és a kémiai oldalláncmódosítással

kapott anyagok kémiai szerkezete b).

6.1.2. Anyagszerkezeti vizsgálatok


Az alapváz és a kémiai módosítással kapott minták felületét pásztázó

elektronmikroszkóppal teszteltük a lyoni Claude Bernard Egyetemen. Vizsgálatunk során a

politejsav (PLA) minta esetében mind a kezeletlen felület, mind az ioncserélt vízzel mosott

felület egyenetlen. A mosást követően a mintafelületet simábbnak láttuk. Az alábbi 5. ábrán

látható hat oldalláncmódosított minta közül négy módosított minta esetében c) PLA-BAPA, d)

PLA-ED, g) PLA-Tris és h) PLA-NPEGN) egyenletes, lapos felszínűt kaptunk, egyenletesen

eloszlatott pórusokkal. A Tris módosulat esetében g) a pórusátmérő körülbelül 1 µm volt. A

PLA-TET módosulat e) felszíne nagymértékben hasonlított a kezeletlen minta felületére,

viszont a felszínen apró bemélyedések voltak láthatóak, körülbelül 100-200 nm átmérőjűek.

Végül a PLA-MeNprN f) módosított felület esetében a felszínen jéghegy-szerű struktúrák

láthatóak, melyek felülete sík. A SEM ábrák megerősítik, hogy a 3D nyomtatott

oldalláncmódosított PLA minták felülete megváltozott.


43

5. ábra - A mintáink pásztázó elektronmikroszkópiai (SEM) ábrái. Az ábrákon jól

látható a felszíni morfológia és a pórusok szerkezete. A nagyítás ×1000, a skála 90

µm. a) PLA kezelés nélkül, b) PLA vizes mosást követően, c) PLA-BAPA, d) PLA-

ED, e) PLA-TET, f) PLA-MeNprN, g) PLA-Tris és h) PLA-NPEGN.

6.1.2.1.2. Fourier transzformációs infravörös spektroszkópia (FTIR)

A fourier transzformációs infravörös spektroszkópiai elemzést Dr. Beomjoon Kim végezte

el. A vizsgálat során kapott spektrumok az alábbi (6 – 11 ábra) ábrákon láthatóak. Az

eredményeinket a politejsav és az etiléndiamin módosulat ábráján (6. ábra) keresztül mutatom

be, míg a többi módosulat FTIR spektruma a 7-11. ábrákon látható.

A politejsav alapváz spektrumán (6. ábra a)) megfigyelhető egy gyenge C–H kötés 3000

cm−1 hullámhossz értéknél és egy erős C=O észter kötés 1750 cm−1 hullámhossz értéknél. Az

etiléndiamin (PLA-ED) esetében (6. ábra b)) a fentieken túl még megfigyelhető C=O amid

kötés 1550 cm−1 and 1650 cm−1 hullámhossz értékek között. Az amid kötés jelenléte csak a

PLA polimer és az etilén-diamin módosulat között kialakuló kovalens kötésből származhat.

Továbbá az N-H amid kötés jelenléte is bizonyítja 3300 cm−1 hullámhossz értéknél. Ahogyan

az várható volt, a módosítás miatt kialakuló kötésekhez tartozó intenzitás értékek kisebbek,

mint az észter kötésé, mivel a módosítás csak a felszínen történik meg.


44

6. ábra - A politejsav alapváz (a) PLA) és az etilén-diamin módosulat (b) PLA-ED)

FTIR spektruma. A C=O észter kötés kékkel van kijelölve, a C=O amid kötések

piros körrel, és az N-H amid kötés zölddel van kijelölve. A C=O észter kötés kisebb

intenzitású jelenlétéből, illetve a C=O amid kötések és az N-H amid kötés

megjelenéséből arra tudunk következtetni, hogy az amid funkcionalizációs reakció

megtörtént és kovalens kötéssel történt az oldalláncok kötődése.

7. ábra - A bisz(aminopropil)-amin módosulat (PLA-BAPA) FTIR spektruma.


45

8. ábra - A trietilén-tetramin módosulat (PLA-TET) FTIR spektruma.

9. ábra - Az N- metil-1,3-propán-diamin módosulat (PLA-MeNprN) FTIR

spektruma.


46

10. ábra - A tris(2-aminoetil)-amin módosulat (PLA-Tris) FTIR spektruma.

11. ábra - A 2,2’-etiléndioxi-dietilamin módosulat (PLA-NPEGN) FTIR

spektruma.

6.1.2.1.3. Felszíni egyenetlenség vizsgálata

A 12. ábrán láthatók a PLA alapváz, a PLA-ED módosulat és a PLA-NPEGN módosulat

felszíni egyenetlenség vizsgálattal kapott eredményei, melyet a lyoni egyetem kutatói

biztosítottak. A spektrumokat a Keyence VHX 6000 optikai mikroszkóphoz tartozó

képfeldolgozó programmal kaptuk meg. A felszíni egyenetlenség átlagos mérete (Average

Depth of Roughness Parameter, Rz) a PLA minta esetében 29 µm, a PLA-ED módosulat

esetében 3 µm, míg a PLA-NPEGN módosulat esetében 6 µm. A PLA alapváz felszíni

egyenetlenség értékei abból adódnak, hogy a 3D nyomtatás során egy-egy húzott szál között 20

µm-es üreg van és 400 µm-enként kismértékű csökkenés tapasztalható a filamentből adódóan,

ami viszont minden esetben kisebb volt, mint 5 µm.

A módosított kémiai oldalláncot tartalmazó minták esetében a felület általában sík volt (12.

és 13. ábra), bizonyos esetekben kis gödrök és kiemelkedések voltak megfigyelhetőek, ami

összhangban volt a SEM mérés során tapasztaltakkal. Nem találtak 400 µm távolságonként

szisztematikusan ismétlődő felszíni egyenetlenségeket.


47

12. ábra - A PLA alapváz (a)), a PLA-ED módosulat (b)) és a PLA-NPEGN

módosulat (c)) felszíni egyenetlenség vizsgálatának eredményei. A PLA alapváz

1768 µm hosszúságban volt vizsgálva, a PLA-ED 4082 µm hosszúságban, míg a

PLA-NPEGN 4082 µm-ben. A felszíni egyenetlenség átlagos mérete (Average

Depth of Roughness Parameter, Rz) a PLA minta esetében 29 µm, a PLA-ED

módosulat esetében 3 µm, míg a PLA-NPEGN módosulat esetében 6 µm.


48

13. ábra - A PLA-MeNprN módosulat (a)), a PLA-BAPA módosulat (b)) és a PLA-

Tris módosulat (c)) felszíni egyenetlenség vizsgálatának eredményei. A PLA-

MeNprN módosulat 4111 µm hosszúságban volt vizsgálva, a PLA- BAPA 4080

µm hosszúságban, míg a PLA-Tris 4115 µm-ben. A felszíni egyenetlenség átlagos

mérete (Average Depth of Roughness Parameter, Rz) a PLA-MeNprN módosulat

esetében 10 µm, a PLA-BAPA módosulat esetében 11 µm, míg a PLA-Tris

módosulat esetében 8 µm.

6.1.2.1.4. Pozitron annihilációs élettartam spektroszkópia (PALS)

A 14. ábrán látható a Prof. Zelkó Romána és Kazsoki Adrienn által elvégzett PALS

vizsgálat eredménye, melyen láthatók a PLA alapváz és a módosított minták átlagos diszkrét o-

PS élettartam értékei. A magasabb élettartam értékek nagyobb szabad térfogatot jeleznek a


49

polimer láncok között, illetve a nyomtatás során a filament szálak között fennmaradó teret. Az

eredmények alapján mindegyik módosított alapvázat tartalmazó minta hasonló o-Ps

élettartammal rendelkezik, míg a PLA alapváznak szignifikánsan magasabb o-PS élettartam

ideje van. (****, p<0,0001). Az eredményeink alapján a PLA-ED és a PLA-Tris módosulatok

tartalmazzák a legtöbb szabad térfogatot a felszínen, míg a PLA-MeNprN módosulat esetében

a legkevesebbet. Mindez azzal magyarázható, hogy a módosítással az aminok beépülnek a

polimer szálakba, ami kisebb szabad térfogatot eredményez a polimer szálak molekulái között.

14. ábra - A vizsgálati minták PALS vizsgálattal kapott átlag diszkrét o-Ps életideje.

Minél magasabb az o-Ps életidő, annál nagyobb a szabadtérfogatú üregek száma az

adott vizsgálati minta esetében. A PLA alapváz o-Ps életideje szignifikánsan

különbözik (****) a módosított alapvázak o-Ps élettartamától, viszont a módosított

minták esetében nem találtunk szignifikáns különbséget. Az értékek átlagként

vannak feltüntetve a szórásértékekkel. A hibasáv a szórást jelöli (± SD); a ****

pedig a szignifikáns különbség értéket p <0.0001. A kísérleteket három párhuzamos

mintán végeztük el.


A nedvesedési peremszög meghatározását a lyoni egyetem kutatói végezték el, a vizsgálat

során kapott peremszög értékek az alábbi 15. ábrán láthatóak. A peremszög értékek alapján

felállítható egy csökkenő sorrend: PLA alapváz mosás nélkül = PLA alapváz vízzel mosva >

PLA-MeNprN > PLA-ED > PLA-NPEGN > PLA-BAPA > PLA-Tris > PLA-TET. A

nedvesedési peremszög értékek a minták esetében 26,5 ± 3,0° és 69 ± 0,1° értékek között


50

változtak, amely azt bizonyítja, hogy mindegyik minta hidrofil és az amino csoportok

kapcsolásával nőtt a hidrofilitás mértéke. Ahogyan az várható volt, a PLA alapváz rendelkezik

a legnagyobb peremszög értékekkel.

15. ábra - A nedvesedési peremszög értékei (°) a PLA alapváz és a kémiai

módosulatok esetében. A peremszög értékek alapján felállítható egy csökkenő

sorrend: PLA alapváz mosás nélkül (69 ± 0,1°)= PLA alapváz vízzel mosva (69 ±

0,1°)> PLA-MeNprN (45 ± 1,3°) > PLA-ED (41 ± 0,3°) > PLA-NPEGN (40 ±

1,1°)> PLA-BAPA (39 ± 0,5°) > PLA-Tris (30 ± 1,2°) > PLA-TET (26.5 ± 3,0°).

Az értékek átlagként vannak feltüntetve a szórásértékekkel. A PLA alapváz mosás

nélkül és mosással szignifikánsan különbözik a módosulatoktól. A PLA-TET és a

PLA-Tris módosulatok peremszög értékei pedig szignifikánsan kisebbek, mint a

többi módosulaté. Általánosságban elmondható, hogy a 90°-tól kisebb peremszög

értékekkel rendelkező minták megfelelő nedvesedésűnek tekinthetőek. A hibasáv a

szórást jelöli (± SD); a *,**, *** és **** pedig a szignifikáns különbség értéket

p<0.05, p<0,01, p<0,001 és p<0,0001. A kísérleteket három párhuzamos mintán

végeztük el.

6.1.3. Biokompatibilitás

6.1.3.1. MTT teszt

Hosszútávú sejtéletképességi tesztet alkalmaztunk a politejsav alapvázú minták

citokompatibilitásának meghatározásáról. A mintákat négy, nyolc és tizenkét napig áztattuk


51

DMEM médiumot tartalmazó centrifugacsőben, majd az adott vizsgálati napon a Caco-2

sejteket ezzel a médiummal kezeltük. [113] [114] Ez a módszer eltér a hagyományos MTT

vizsgálattól, mert mi nem a gátló koncentrációt (IC50) mértük, hanem a sejt életképességét a

negatív kontrollal (DMME médium) történő összehasonlítással számítottuk ki. Kinnari, illetve

Chessa kísérleteiben a Caco-2 sejtvonal még mindig a referencia alapot képviseli az ortopédiai

és mellimplantátumok citotoxicitási vizsgálata során. A Caco-2 sejtvonal a bélnyálkahártyát

modellezi le, mivel számos tulajdonsága megegyezik az érett enterocitával. [115],[116].

Az eredményeket a negatív, azaz a kezeletlen kontrollhoz viszonyított százalékban (Co−)

fejezzük ki. Pozitív kontrollként (Co+) a Triton-X 100 (10% w /v) szolubilizálószert

alkalmaztuk, amely minden vizsgálati mintához viszonyítva, mindegyik vizsgálati napon

szignifikáns különbségeket mutatott. Összehasonlítottuk a kémiailag módosított minták

citotoxicitási értékeit, és megállapítottuk, hogy a 4. és 12. vizsgálatinap esetében egyik minta

esetében sem csökkent szignifikánsan a sejtéletképesség a kezeletlen kontrollhoz képest (16.

ábra). Míg a 8. napon mért PLA-Tris minta esetében szignifikáns (*) a különbség a kontroll

csoporthoz és a PLA-BAPA módosulattal összehasonlítva, illetve szignifikáns (**) a különbség

a PLA-ED és PLA-MeNprN mintákkal összehasonlítva. A PLA-ED, a PLA-BAPA, a PLA-Tris

és a PLA-NPEGN sejtéletképességi értékei még a hosszabb ideig tartó expozíció esetében is

meghaladták a 90 %-t. Az ISO 10993-5: 2009 (E) szabvány alapján, ha a sejtek relatív

életképessége meghaladja a 70 % -t a kontroll csoporthoz képest (100%), az anyagok nem

citotoxikusnak tekinthetők [117]. Ezen szabvány alapján valamennyi mintánk

citokompatibilisnek minősült.

C o- C o+ P L A

A l apváz

P L A -

B A P A

P L A -

ED

P L A -

T ET

P L A -

M e N pr N

P L A -

T r i s

P L A -

N P EG N

0

10

20

30

40

50

60

70

80

90

100

110

120

Se

jté

letk

ép

es

sé

g (

%)

4 . n a p 8 . n a p 1 2 . n a p

***

**

****

I S O 1 0 9 9 3 -5 :2 0 0 9 (E ) s ta n d a r d

*


52

16. ábra - A PLA alapváz és a kémiai módosulatok hosszútávú citotoxicitás

vizsgálatának eredményei. Az MTT tesztet Caco-2 sejtvonalon végeztük el, a 4., 8.

és 12. napon. A sejtéletképesség százalékos értéke a negatív kontrollhoz (Co-)

viszonyítva van megadva. Pozitív kontrollként (Co+) Triton-X 100 (10 % w/v)

szolubilizálószert alkalmaztunk, mely minden esetben szignifikáns (****)

különbséget mutatott. A vizsgálati mintákat a negatív kontrollal összehasonlítva azt

tapasztaltuk, hogy egyik minta sejtéletképessége sem különbözik szignifikánsan.

Az értékek átlagként vannak feltüntetve a szórásértékekkel. A hibasáv a szórást

jelöli (± SD); a *,** és **** pedig a szignifikáns különbség értéket p<0.05, p<0,01

és p<0,0001. A kísérleteket három párhuzamos mintán végeztük el.

6.1.3.2. Kristályibolya teszt

Kísérleteink azon alapultak, hogy a minták felszínén kialakult biofilm kristályibolya

festéssel vizualizálható és mérhető az abszorbanciája. A mért abszorbancia értékek korreláltak

az implantátumok felszínén keletkező biofilm mennyiségével [99] [118]. Ezen vizsgálatot

együtt végeztem Dr. Kovács Renátóval. Az összes mintánk abszorbancia értéke 0,25 alatt volt.

A PLA alapváz és a PLA-BAPA módosulat szignifikánsan magasabb abszorbancia eredményt

mutatott, mint a többi módosulat. A PLA-MeNprN abszorbanciája magasabb, mint 0,05, de a

PLA-TET, PLA-Tris, PLA-NPEGN és PLA-ED abszorbanciája alacsonyabb, mint 0,05. A

többi mintához képest a PLA-ED módosulat eredményezte a legkisebb abszorbancia értéket.

(17. ábra). Marcos-Zambrano és munkatársai osztályozása szerint alacsony biofilm formálási

képességet jelent a 0,44 alatti abszorbancia érték, közepes biofilm formálási képességet 0,44–

1,17 abszorbancia érték között, míg magas biofilm formálási képességet 1,17 feletti

abszorbancia értékek esetében. Ez alapján az osztályozási rendszer alapján valamennyi

implantátum alacsony biofilm formálási képességet mutatott [119].


53

17. ábra - A biofilm formálási készség eredményei a különböző módosulatok

esetében. A legmagasabb mért abszorbancia értékünk0,24 volt. A PLA alapváz és

a PLA-BAPA módosulat szignifikánsan magasabb abszorbancia eredményt

mutatott, mint a többi módosulat. A PLA-MeNprN abszorbanciája magasabb, mint

0,05, de a PLA-TET, PLA-Tris, PLA-NPEGN és PLA-ED abszorbanciája

alacsonyabb, mint 0,05. Az értékek átlagként vannak feltüntetve a szórásértékekkel.

A hibasáv a szórást jelöli (± SD); a *,**, *** és **** pedig a szignifikáns különbség

értéket p<0.05, p<0,01, p<0,001 és p<0,0001. A kísérleteket három párhuzamos

mintán végeztük el.


6.2.1. 3D nyomtatás

Kísérleteink során négy különböző polimert: politejsavat (PLA), antibakteriális PLA-t

(AntiPLA), polietilén-tereftalát-glikolt (PETG) és poli (metil-metakrilátot) (PMMA)

használtunk a 3D nyomtatáshoz. A minta vastagsága 2,4 mm, átmérője 16, 19 vagy 22 mm volt.

A kitöltöttségi százalék 0%, 5%, 10% vagy 15% volt.

A részletes nyomtatási eljárást a 18. ábra mutatja be. Először a filament szálakat a kívánt

nyomtatási hőmérsékletre megolvasztottuk a nyomtatófejben. A PLA és az antibakteriális PLA

esetében a nyomtatási hőmérséklet 215 °C volt; a PETG-t 250 °C-on, a PMMA-t pedig 270 °C-

on nyomtattuk ki a Debreceni Egyetem Informatikai Karán. A kutatócsoportunk kidolgozott

egy egyszerű módszert a hatóanyag tartalmú minták előállítására úgy, hogy a hatóanyag

stabilitását ne befolyásoljuk, ezért a nyomtatás első lépéseként egy fedőlemezt nyomtattunk ki.


54

(18. ábra, első lépés). Ezt követően elkezdődött a tényleges mintanyomtatás, amit a megfelelő

pillanatban leállítottunk (18. ábra, második és harmadik lépés), majd a hatóanyagot

beleöntöttük a mintába (18. ábra, negyedik lépés), és az előre kinyomtatott fedőlemezt a

hatóanyag tetejére helyeztük (18. ábra, ötödik lépés). Végül kinyomtattuk a minta felső két

rétegét (18. ábra, hatodik lépés). Ily módon sem az extrudálás magas hőmérséklete, sem a hűtés

nem zavarta a hatóanyag stabilitását és mennyiségét. A nyomtatott mintákat a 19. ábra mutatja

be.

A minták elnevezése az alkalmazott polimer (pl. PLA), a minta átmérője (pl. 16) és végül

a minta kitöltöttségi százaléka (pl. 0) alapján történt; ebben az esetben a minta neve PLA_16_0.

18. ábra - A 3D nyomtatás lépésről-lépésre történő bemutatása. A képek a

szemléltetés miatt készültek, így csak három minta látható a képen és csak egy

mintába történt a hatóanyag bejuttatása. Első lépés: Először az egyrétegű fedőlemez

nyomtatása történik meg, melynek kör alakja van és meghatározott átmérője. A


55

fedőlemez magassága 0,2 mm, ami pontosan egy nyomtatási rétegnek felel meg.

Második lépés: A minta nyomtatás kezdete és az első néhány réteg nyomtatása.

Harmadik lépés: Néhány réteg nyomtatása után már látható a kitöltöttségi százalék

által létrehozott mintázat. A rétegek sorrendje a következő: két alapréteg (kontúr és

100 %-os kitöltöttségi százalék), öt réteg kontúr és jelen esetben 5 %-os belső

kitöltöttségi százalékértékkel és három réteg kitöltöttségi százalék nélkül. Negyedik

lépés: Miután a három kitöltöttségi százalék nélküli réteg nyomtatása megtörtént,

megállítjuk a nyomtatást, így a diklofenák-nátrium hatóanyagot betöltjük a

mintába. Ötödik lépés: A hatóanyagot lefedjük az előre kinyomtatott fedőlemezzel.

Hatodik lépés: Két felső réteg nyomtatása, ami lezárja a mintát.

19. ábra - A nyomtatott minták ábrája. Ebben az esetben csak a jobb szélső minta

tartalmaz hatóanyagot.

6.2.2. Tömegegységesség

A mért tömeg értékek és a hatóanyagtartalom egységességének eredményei a 9. táblázatban

láthatóak. A minták átlagos tömege (mg) a polimertől függ, és nőtt az átmérő és a kitöltöttségi

százalék növekedésével. A mintákat ~ 30 mg diklofenák-nátrium sóval töltöttük meg.

Minta Tömeg Hatóanyag mennyiség

Átlag (mg) ±SD Átlag (mg) ±SD

PLA_16_0 346,93 5,39 29,45 0,89

PLA_19_0 476,44 2,74 29,87 0,75

PLA_22_0 608,79 1,45 29,60 0,83

PLA_22_5 635,87 1,65 29,94 0,47

PLA_22_10 646,04 4,81 29,75 0,73

PLA_22_15 690,85 5,34 29,86 0,86

AntiPLA_16_0 344,08 4,00 29,53 0,92

AntiPLA_19_0 468,19 3,48 29,78 1,0


56

AntiPLA_22_0 617,77 3,74 29,56 0,82

PETG_16_0 354,17 2,40 29,72 0,45

PETG_19_0 513,55 0,54 29,99 0,67

PETG_22_0 648,54 1,86 29,68 0,81

PMMA_16_0 366,49 3,61 29,66 0,36

PMMA_19_0 527,96 2,57 29,53 0,63

PMMA_22_0 615,87 2,84 29,91 0,78

9. táblázat - A minták átlagos tömege (mg) a szórás értékekkel (standard deviation,

SD) és az átlagos hatóanyag tartalom (mg) értékei a szórás értékekkel (SD). A

politejsav (PLA), az antibakteriális PLA (AntiPLA), polietilén-tereftalát-glikol

(PETG) és poli-(metil-metakrilát) (PMMA) mintákat vizsgáltuk meg különböző

átmérő (16, 19 vagy 22 mm) és kitöltöttségi százalék értékekkel (0%, 5%, 10%

vagy 15%). A minták elnevezése az alkalmazott polimer (pl. PLA), a minta

átmérője (pl. 16) és végül a minta kitöltöttségi százaléka (pl. 0) alapján történt;

ebben az esetben a minta neve PLA_16_0.

6.2.3. PLA degradáció

Mivel a PLA és az antibakteriális PLA biológiailag lebomló polimerek, így a minták

esetleges degradációját pH=7,4, 37 °C hőmérsékleten határoztuk meg. A bomlást

tömegméréssel határoztuk meg, de a vizsgálati időszak alatt a vizsgálati minták esetében nem

kezdődött meg a minták bomlása. A minták átlagos tömege (mg) és a szórásértékek (± SD) a

10. táblázatban találhatóak. Az első oszlopban a minták tömege látható közvetlenül a nyomtatás

után diklofenák nélkül, míg a többi oszlopban az 1., 2., 4., 6. és 8. hetet követően mért tömeg

értékek.

Minta Mért tömeg (mg) ± SD

Kiindulás 1.hét 2. hét 4.hét 6. hét 8. hét

PLA_16_0 315,44

± 0,57

315,32

± 0,42

314,82

± 0,22

314,59

± 0,84

315,93

± 1,34

314,75

± 0,56

PLA_19_0 446,87

± 0,98

446,47

± 0,88

446,53

± 1,18

446,43

± 0,58

445,86

± 0,18

445,42

± 0,76

PLA_22_0 576,96

± 1,45

577,05

± 0,72

576,37

± 0,48

577,04

± 0,33

577,04

± 0,33

576,53

± 0,18

PLA_22_5 603,65

± 0,12

602,72

± 0,27

602,27

± 0,34

603,74

± 0,37

602,72

± 1,05

603,52

± 1,05


57

PLA_22_10 615,98

± 2,41

615,49

± 0,38

615,92

± 1,58

615,63

± 0,81

615,07

± 0,23

615,07

± 0,45

PLA_22_15 660,57

± 1,34

659,59

± 1,14

660,39

± 0,56

659,79

± 0,34

660,82

± 1,54

660,03

± 0,72

AntiPLA_16_0 313,82

± 1,21

312,28

± 0,51

313,03

± 0,93

313,75

± 0,63

312,34

± 0,25

312,06

± 0,57

AntiPLA_19_0 437,19

± 0,97

436,97

± 0,84

437,03

± 0,14

436,13

± 0,59

436,94

± 0,37

437,42

± 0,70

AntiPLA_22_0 586,82

± 0,75

586,42

± 0,55

585,97

± 1,25

585,36

± 0,74

586,22

± 1,16

586,34

± 0,04

10. táblázat - A degradáció teszt eredményei a politejsav (PLA) és antibakteriális

PLA (AntiPLA) minták esetében különböző átmérő (16, 19 vagy 22 mm) és

kitöltöttségi százalékértékek esetében (0%, 5%, 10% vagy 15%). A minták átlagos

tömege (mg) és a szórásértékek (± SD) vannak feltüntetve közvetlenül a nyomtatás

után diklofenák nélkül, míg a többi oszlopban az 1., 2., 4., 6. és 8. hetet követően

mért tömeg értékek. A vizsgálati perióduson belül a minták bomlása nem kezdődött

meg.

6.2.4. Anyagszerkezeti vizsgálatok


A minták felületét pásztázó elektronmikroszkópiával vizsgáltuk meg Budai István

segítségével. A PLA, antibakteriális PLA, PETG és PMMA minták SEM képeit (20. ábra) 50x-

es nagyítással készítettük el. Elemeztük a felület megfelelőségét, és a rétegek lokalizációját,

megfelelőségét a 3D nyomtatással előállított minták esetében. Az ábrán két egymás mellé

nyomtatott filament szál közötti távolságot fehér vonalak jelölik. A PLA esetében az átlag

713,67 µm (± 17,72) volt; antibakteriális PLA esetében 712,86 µm (± 2,26); a PETG esetében

704,33 µm (± 12,07), a PMMA esetében pedig 700,16 µm (± 7,73). A PLA, az antibakteriális

PLA és a PETG sima felületűek voltak, a PMMA-nak azonban egyenetlen volt a felülete, a

síktól néhány apró eltéréssel.

A 21. ábrán a 3D nyomtatott minták felületi morfológiáját és pórusszerkezetét hasonlítottuk

össze közvetlenül a 3D nyomtatás után (a, c) és a kioldódás vizsgálat után (b, d) 20-szoros

nagyítással. A b) és d) ábrán piros nyilak jelölik a kioldódás vizsgálat után kialakult pórusokat,

amelyek alátámasztották azt a feltételezésünket, hogy a hatóanyag felszabadulás a hatóanyag

leadó nyílásokon keresztül diffúzióval történik.


58

20. ábra - A 3D nyomtatással előállított minták felszíni elemzését Dr. Budai István

végezte el pásztázóelektronmikroszkópiával. A nagyítás 50x, a lépték µm-ben van

megadva, a rétegvastagságot pedig fehér vonallal jelöltük. a) Politejsav (PLA_22_

0); b) antibakteriális politejsav (AntiPLA_22_0); c) polietilén-tereftalát-glikol

(PETG_22_0); d) poli(metil-metakrilát) (PMMA_22_0).


59

21. ábra - A felszíni morfológia és a pórusok szerkezetének elemzése pásztázó

elektronmikroszkópiával Dr. Budai István által. A minták elemzése közvetlenül a

3D nyomtatás után (a, c) és a kioldódás vizsgálat után (b, d) 20-szoros nagyítással

történt. a) Antibakteriális politejsav (AntiPLA_22_0) minta a 3D nyomtatás után;

b) AntiPLA_22_0 a kioldódás vizsgálatot követően; c) polietilén-tereftalát-glikol

(PETG_22_0) minta a nyomtatás után; d) PETG_22_0 a kioldódás vizsgálatot

követően. A b) és d) ábrán piros nyilak jelölik a kioldódás vizsgálatot követően

kialakult pórusokat.

6.2.4.1.2. Mikro komputertomográfia (MicroCT)

A mintákat a kioldódási vizsgálat előtt és után mikro komputertomográfiával (microCT)

vizsgáltuk, hogy meghatározzuk morfológiájukat. A vizsgálatokat Béres Mónikával végeztük

el. A 22. ábra az AntiPLA_16_0 mintát mutatja a kioldódási vizsgálat előtt a) és b) után. A

diklofenák-nátrium lokalizációja jól látható a kioldódási vizsgálat előtt. A kioldódási

vizsgálatot követően nem történt változás a filamentumok oldalsó rétegeinek

elhelyezkedésében.


60

A 23. ábra a PLA_16_0 minta felső felületét mutatja be a kioldódás vizsgálat előtt (a) és

(b) után. Jól látható, hogy kioldódás vizsgálatot követően készített felvételen a minta felületén

pórusok keletkeztek.

A pórusok által a mintafelületén okozott pontos különbséget 5 µm képpont méretű felület

alapján számoltuk ki (három párhuzamos szelet alapján). Megvizsgáltuk a filament

kitöltöttségének százalékos arányát. A kioldódás vizsgálat előtti PLA_16_0 minta esetében

94,06% felszíni terület volt, míg a kioldódás vizsgálat után 87,95%. Azaz a kioldódás vizsgálat

után 6,11% -kal több pórus volt a minta felületén.

22. ábra - Mikro komputertomográfiai ábra függőleges metszete az AntiPLA_16_0

mintáról a kioldódás vizsgálatot megelőzően a) illetve azt követően b). Az ábra

pixel mérete 5 μm.

23. ábra - Mikro komputertomográfiai ábra a PLA_16_0 minta felső felszínéről a

kioldódás vizsgálatot megelőzően a) illetve azt követően b). Az ábra pixel mérete

5 μm.


61

6.2.4.1.3. Termogravimetriás (TG) és differenciális pásztázó kalorimetriai (DSC) elemzés

A diklofenák-nátrium termogravimetriás görbéje termikus stabilitást mutatott 280 °C-ig,

így kijelenthetjük, hogy az alkalmazott hatóanyag stabil az alkalmazott nyomtatási

hőmérsékleteken. 100 °C alatt kevesebb, mint 1% -os tömegveszteséget figyeltek meg, ami

valószínűleg a hatóanyag felszínén megkötött víz elpárolgásának volt köszönhető. A polimer

hordozókból kiöntött diklofenák por minták esetében ez nem fordult elő (25. ábra f), 26. ábra

d) és 27. ábra d) görbéje). A hatóanyag termogravimetriás görbéje alapján valószínű, hogy az

olvadás hőbomlással járt. A hatóanyag bomlása 500 °C-ig 39 % körül volt. A differenciális

pásztázó kalorimetriai (DSC) görbe endoterm csúcsa 289,97 °C-on látható, amelyet azonnal

egy exoterm csúcs követett, amikor is a diklofenák elbomlott (24. ábra).

A PLA, antibakteriális PLA, PETG és PMMA minták termogravimetriás elemzését

közvetlenül a filament szálakon, diklofenák nélküli nyomtatott mintákon és diklofenák

hatóanyagot tartalmazó nyomtatott mintákon végeztük, de az utóbbi mintákból a hatóanyagot a

vizsgálat előtt kiöntöttük (polimer váz). A 25-27. ábrákon láthatóak a diklofenák, mint

hatóanyag görbéi (fekete színnel jelölve), illetve a polimer vázakból származó diklofenák por

görbéi. A görbék alapján kijelenthetjük, hogy a hatóanyag és az összes filament stabil volt a 3D

nyomtatási hőmérsékleten; kémiai bomlás vagy változás jeleit nem észleltük 270 °C alatt. Mind

a négy polimer termikusan stabilnak tekinthető, de a polimerek a hőmérsékleti tartomány

alapján csoportosíthatók: a PLA és az antibakteriális PLA maximális stabilitási értéke 280 °C,

a PETG 400 °C-ig, a PMMA pedig 340 °C-ig stabil. Megállapíthatjuk, hogy az alkalmazott

nyomtatási hőmérsékleteken (PLA – 215 °C, PETG – 250 °C és PMMA – 270 °C) az összes

polimerünk stabil volt.

A PLA és antibakteriális PLA polimer vázak (25.ábra d, e görbe) esetében a termikus

stabilitás 50 °C-on kisebb volt, mint a diklofenák nélküli minták esetében (25. ábra b, c görbe),

ennek ellenére ezek a minták még mindig stabilnak tekinthetők, mert a nyomtatási hőmérséklet

215 °C volt. A PETG és PMMA polimerminták nem mutattak hasonló változást; a termikus

stabilitás nem változott diklofenák-nátriummal vagy anélkül (26. és 27. ábra).


62

24. ábra - A diklofenák-nátrium termogravimetriás (TG) és differenciális pásztázó

kalorimetriai (DSC) elemzése. A vizsgálatot ifj. Dr. Regdon Géza végezte el. a)

termogravimetriás (thermogravimetric,TG) görbe; b) differenciális pásztázó

kalorimetriai (Differential Scanning Analyis, DSC) görbe. A hőmérsékleti

tulajdonságok elemzése 25 és 500 °C között történt.

25. ábra - A PLA és antibakteriális PLA minták termogravimetriás görbéi. A

vizsgálatot ifj. Dr. Regdon Géza végezte el. a) PLA filament; b) PLA_19_0

hatóanyag nélkül; c) AntiPLA_19_0 hatóanyag nélkül; d) PLA_19_0 polimer váz

a hatóanyag kiöntését követően; e) AntiPLA_19_0 polimer váz a hatóanyag

kiöntését követően; f) diklofenák por a (d) mintából; g) diklofenák por az (e)

mintából; h) diklofenák-nátrium por. A hőmérsékleti tulajdonságok elemzése 25 és

500 °C között történt.


63

26 ábra - A PETG minták termogravimetriás görbéi. A vizsgálatot ifj. Dr. Regdon

Géza végezte el. a) PETG filament; b) PETG_19_0 hatóanyag nélkül; c)

PETG_19_0 polimer váz a hatóanyag kiöntését követően; d) diklofenák por a (c)

mintából; e) diklofenák-nátrium por. A hőmérsékleti tulajdonságok elemzése 25 és


27 ábra - A PMMA minták termogravimetriás görbéi. A vizsgálatot ifj. Dr. Regdon

Géza végezte el. a) PMMA filament; b) PMMA_19_0 hatóanyag nélkül; c)

PMMA_19_0 polimer váz a hatóanyag kiöntését követően; d) diklofenák por a (c)

mintából; e) diklofenák-nátrium por. A hőmérsékleti tulajdonságok elemzése 25 és



64


A meghatározott nedvesedési peremszög értékek a 28. ábrán láthatóak. A nedvesedési

peremszög értékeit mind a négyféle alkalmazott polimer esetében (PLA, PLA antibakteriális,

PETG és PMMA) megmértük, diklofenák-nátrium nélkül és diklofenák-nátriummal is (az ábrán

dicl. rövidítéssel jelölve). A különböző polimerek eltérő nedvesedési peremszög értékekkel

rendelkeztek: PLA 63°, antibakteriális PLA 22°, PETG 74° és PMMA 84° körül. Érdekes

módon az antibakteriális PLA minták nedvesedési peremszög értékei csaknem harmadára

csökkentek a PLA nedvesedési peremszög értékeihez képest, a filamentumban eloszlatott

antibakteriális nanorészecskék miatt.

P LA P LA

di c l .

A n t i P LA A n ti P LA

di c l .

P ET G P ET G

di c l .

P M M A P M M A

di c l .

0

1 0

2 0

3 0

4 0

5 0

6 0

7 0

8 0

9 0

1 0 0

Ne

dv

es

ed

és

i p

er

em

sz

ög

(°

)

28. ábra - A PLA, Antibakteriális PLA (AntiPLA), PETG és PMMA minták

nedvesedési peremszög (°) értékei diklofenák nélkül és diklofenák-nátriummal

(dicl.). Az adatok átlagként vannak feltüntetve a szórásértékekkel együtt (± SD). A

kísérleteket három párhuzamos mintán végeztük el.

6.2.4.1.5. Raman spektroszkópia

A Raman spektroszkópiai mérést azzal a céllal végeztük el, hogy meghatározzuk a

diklofenák-nátrium eloszlását az 5%, 10% és 15%-os kitöltöttséggel rendelkező minták hat

üregén belül. Ezekhez a mérésekhez 16 mm átmérőjű és 0%, 5%, 10% vagy 15% kitöltöttségi

százalékkal rendelkező politejsav mintákat használtunk. A 0% -os kitöltéssel rendelkező

mintának csak egy ürege volt, ezért ebben az esetben a hatóanyag teljes mennyiségét határoztuk

meg. A PLA_16_5, PLA_16_10 és PLA_16_15 minták esetében a diklofenák mennyiségét

minden üregben a kalibrációs görbe felhasználásával határoztuk meg. A hatóanyag


65

mennyiségét az egyes üregekben a 11. táblázat tartalmazza milligrammban megadva.

Valamennyi minta körülbelül 30 mg diklofenák-nátriumot tartalmazott; ezek az eredmények

összhangban voltak a tömegegységesség méréseivel (9. táblázat). A 29. ábrán a hatüregű

mintákat (5%, 10% és 15% kitöltöttség) és a hatóanyag mennyiségét minden üregben jelöltük.

Ezen eredmények alapján a teljes hatóanyag mennyiség körülbelül 75%-a az 1., 2. és 3. üregben

volt a PLA_16_5, PLA_16_10 és PLA_16_15 mintákban.

Minta A mért hatóanyag mennyiség az adott üregben (mg ± SD)

A diklofenák össz. tömege

(mg)

1. 2. 3. 4. 5. 6.

PLA_16_0 28,04

± 0,15 - - - - -

28,04

± 0,15

PLA_16_5 4,73

± 0,04

7,87

± 0,18

11,32

± 0,71

2,61

± 0,31

0,19

± 0,005

1,34

± 0,09

28,06

± 0,22

PLA_16_10 10,89

± 0,22

5,58

± 0,16

11,76

± 0,29

2,32

± 0,17

1,87

± 0,04

0,29

± 0,13

32,71

± 0,17

PLA_16_15 12,12

± 0,10

6,41

± 0,05

6,08

± 0,004

3,10

± 0,14

1,85

± 0,20

0,29

± 0,31

29,85

± 0,13

11. táblázat - Négy különböző kitöltöttségi százalékkal rendelkező minta

diklofenák-nátrium tartalma. A politejsav minták eltérő kitöltöttségi

százalékértékekkel rendelkeznek: 0%, 5%, 10% és 15%. A 0%-os minta egy belső

üreggel, míg a többi minta hat belső üreggel rendelkezik. Mindegyik minta esetében

a teljes hatóanyagmennyiséget, míg az 5%, 10% és 15%-os minták esetében az

üregeken belüli hatóanyag eloszlást is meghatároztuk (mg). Az eredmények

átlagként vannak feltüntetve a szórásértékekkel együtt (± SD). A kísérleteket három

párhuzamos mintán végeztük el, n = 3. A vizsgálatot Dr. Elek János és Csontos

Máté végezte el.

29. ábra - A diklofenák-nátrium eloszlása a különböző üregekben (1-6) a

PLA_16_5, PLA_16_10 és PLA_16_15 minták esetében. A PLA_16_5 és

PLA_16_10 esetében a legtöbb hatóanyag a 3-as számú üregben található, míg a


66

PLA_16_15 minta esetében az 1-es üregben, de a hatóanyag 75 %-a az 1-3

üregekben található meg mindegyik minta esetében. A szórás értékeket a 11.

táblázat tartalmazza. A vizsgálatot Dr. Elek János és Csontos Máté végezte el.

6.2.5. Citotoxicitás vizsgálata

Hosszú távú sejtéletképességi vizsgálatot végeztünk, hogy információkat nyerjünk a 3D

nyomtatással előállított minták citokompatibilitásáról. A mintákat 4, 8 és 12 napig inkubáltuk

sejttenyésztő médiumban, és a Caco-2 sejtek által képzett monolayert ezzel a médiummal

kezeltük annak megállapítására, hogy a mintából bármilyen xenobiotikum kioldódott-e. Ez a

módszer abban különbözött a hagyományos MTT vizsgálattól, hogy nem a gátló koncentrációt

(IC50) mértük, hanem a sejt életképességet a kezeletlen, negatív kontroll (DMME médium)

összehasonlításával számítottuk ki. Ezt a módszer az ISO szabvánnyal összhangban került

kidolgozásra.

Az eredményeket a negatív vagy kezeletlen kontrollhoz (Co−) viszonyítva fejeztük ki. (30.

ábra és 31. ábra) Pozitív kontrollként (Co+) Triton X-100 (10% w / v) szolubilizálószert

használtunk, amely szignifikáns különbséget mutat a többi vizsgált mintához képest. Az ISO

10993-5: 2009 (E) szabvány alapján, ha a sejtek relatív életképessége meghaladja a 70 %-ot a

kontroll csoporthoz képest (100%), az anyagok nem citotoxikusak. [120] Ezen szabvány

értelmében, mind a 3D nyomtattással előállított PLA, antibakteriális PLA, PETG és PMMA

minták citokompatibilisnek minősültek.

Co-

Co+

PL

A_16_0

PL

A_19_0

PL

A_22_0

PL

A_22_5

PL

A_22_10

PL

A_22_15

An

t iP

LA

_16_0

An

t iP

LA

_19_0

An

t iP

LA

_22_0

0

10

20

30

40

50

60

70

80

90

100

110

120

Se

jt é

letk

ép

es

sé

g (

%)

4 . n a p 8 . n a p 1 2 . n a p

****

******

**

I S O 1 0 9 9 3 -5 :2 0 0 9 (E ) s ta n d a r d


67

30. ábra - A hosszú távú MTT teszt eredményei a PLA és antibakteriális PLA

(AntiPLA) minták esetében. Az MTT tesztet Caco-2 sejtvonalon végeztük el, a 4.,

8. és 12. napon. A sejtéletképesség százalékos értéke a negatív kontrollhoz (Co-)

viszonyítva van megadva. Pozitív kontrollként (Co+) Triton-X 100 (10 % w/v)

szolubilizálószert alkalmaztunk, mely minden esetben szignifikáns (****)

különbséget mutatott. A vizsgálati mintákat a negatív kontrollal összehasonlítva azt

tapasztaltuk, hogy egyik minta sejtéletképessége sem különbözik szignifikánsan.

Az értékek átlagként vannak feltüntetve a szórásértékekkel. A hibasáv a szórást

jelöli (± SD); a *,**,*** és **** pedig a szignifikáns különbség értéket p<0.05,

p<0,01, p<0,001 és p<0,0001. A kísérleteket három párhuzamos mintán végeztük

el.

31. ábra - A hosszú távú MTT teszt eredményei a PETG és PMMA minták esetében.

Az MTT tesztet Caco-2 sejtvonalon végeztük el, a 4., 8. és 12. napon. A

sejtéletképesség százalékos értéke a negatív kontrollhoz (Co-) viszonyítva van

megadva. Pozitív kontrollként (Co+) Triton-X 100 (10 % w/v) szolubilizálószert

alkalmaztunk, mely minden esetben szignifikáns (****) különbséget mutatott. A

vizsgálati mintákat a negatív kontrollal összehasonlítva azt tapasztaltuk, hogy egyik


68

minta sejtéletképessége sem különbözik szignifikánsan. Az értékek átlagként

vannak feltüntetve a szórásértékekkel. A hibasáv a szórást jelöli (± SD); a *,** és

**** pedig a szignifikáns különbség értéket p<0.05, p<0,01 és p<0,0001. A

kísérleteket három párhuzamos mintán végeztük el.

6.2.6. Kioldódás vizsgálat

A minták kioldódási profilját egy USP I. típusú in vitro kioldódás vizsgáló berendezéssel

mértem meg, hogy meghatározzuk hogyan befolyásolja a kioldódási profilokat a polimer, az

átmérő és a kitöltöttségi százalék változtatása. Kiszámítottuk a minták diffúziós sebességét

(µg·mL−1·h−1) és a fluxus értékeit (µg·cm−2·h−1) is (12. táblázat). A PLA, az antibakteriális

PLA, a PETG- és a PMMA minták diffúziós sebességét két időintervallumra osztottuk:0-2

órára, illetve 2-24 órára a koncentráció és idő értékek alapján. A fluxus értékét a koncentráció

és az időadatok, illetve a minták felülete alapján számoltuk ki (16 mm minta esetében 5,23 cm2;

19 mm mintánál 7,10 cm2; és 22 mm minta esetében 9,3 cm2). Ezek az eredmények a kioldódott

hatóanyag mennyiséget jelentik a felszínen keresztül. Az első 2 órán belül a mintáink különböző

diffúziós sebességgel jellemezhetők, 2 és 24 óra között pedig plató fázis áll be.

A kioldódott hatóanyag mennyiség (%) minden mintavételi időpont esetében a szórás

értékekkel együtt (± SD) megtalálhatóak a függelékben, de a kioldódott hatóanyag mennyiség

(%) 2 óránál és 24 óránál megtalálható a 12. táblázatban is. 2 óra elteltével a kioldódott

hatóanyag mennyiség 16 % és 97 % között változott. A PMMA_19_0 minta esetében már 2 óra

elteltével kioldódott a maximális hatóanyag mennyiség. A vizsgálat 24. órájában azt

tapasztaltuk, hogy a kioldódott hatóanyag mennyiség a polimer, az átmérő és a kitöltöttségi

százalék függvényében 50 % és 90 % között változik. A PETG_19_0 és a PMMA_22_0

esetében a hatóanyag kioldódás 99,49 % és 99,48 % voltak, míg a PLA_22_10 esetében csak

51,26 %-a oldódott ki a teljes hatóanyag mennyiségnek 24 óra alatt.

Minden minta kioldódott hatóanyag százalék értékét egymintás t-próbával elemeztük 2 és

24 óra esetében. Az F teszt minden esetben nem szignifikáns eredményt mutatott. A t-próba

eredményi a 12. táblázatban találhatóak. A PETG_16_0 és a PMMA_19_0 minták esetében az

eredmények statisztikailag nem szignifikáns különbséget mutatnak, mivel a hatóanyag

kioldódás már a 2 órás mérési pontnál elérte a plató fázist. (A részletes kioldódott hatóanyag

százalék értékek a függelékben találhatóak.)


69

Minta

Diffúzió

sebesség

(µg·mL−1·h−1)

Flux

(µg·cm−2·h−1)

Kioldódott

hatóanyag

százalék (%)

t-próba

Átlag

0‒2 h

Átlag

2‒24 h 0‒2 h 2‒24 h 2 h 24 h

2 h vs.

24 h

PLA_16_0 2,57 1,08 0,49 0,21 16,64 90,12 ****

PLA_19_0 13,00 0,21 1,83 0,03 80,04 93,33 *

PLA_22_0 21,70 0,25 2,33 0,03 82,95 97,31 **

PLA_22_5 10,15 0,25 1,09 0,03 55,66 70,85 ****

PLA_22_10 4,26 0,33 0,46 0,04 31,61 51,26 ***

PLA_22_15 10,07 0,36 1,08 0,04 66,73 87,53 ***

AntiPLA_16_0 7,42 0,85 1,42 0,16 48,61 97,48 ****

AntiPLA_19_0 19,63 0,18 2,76 0,02 60,71 71,34 ***

AntiPLA_22_0 31,15 0,19 3,35 0,02 86,47 95,73 ***

PETG_16_0 9,43 0,06 1,80 0,01 55,65 59,96 ns

PETG_19_0 28,62 0,08 4,03 0,01 94,22 99,49 ***

PETG_22_0 7,76 0,40 0,83 0,04 57,70 79,77 ****

PMMA_16_0 17,56 0,26 3,36 0,05 81,38 96,39 ****

PMMA_19_0 17,18 0,00 2,42 0,00 97,23 97,14 ns

PMMA_22_0 21,77 0,12 2,34 0,01 92,95 99,48 *

12 táblázat - Diffúzió sebesség, flux, kioldódott hatóanyag százalék és t-próba

eredmények a PLA, antibakteriális PLA, PETG és PMMA minták esetében. A

diffúzió sebesség átlagát 0–2 óra és 2–24 óra között számítottuk ki a minta

koncentrációjából a megfelelő mintavételi időpontban. A flux számításához a

diffúzió sebesség eredményeit a minták felületéhez viszonyítottuk (16, 19 vagy 22

mm), így jellemezve a felszínen keresztüli kioldódott hatóanyag mennyiséget. A

kioldódott hatóanyag mennyiség (%) 2 és 24 órás eredményei szintén

megtalálhatók a táblázatban, a többi mintavételi idő eredménye pedig a

függelékben, a szórás eredményekkel együtt. A minták t-próbájának eredményei is

megtalálhatóak a táblázatban. Ehhez a számításhoz minden minta kioldódott

hatóanyag mennyiségét 2 és 24 óra időpontban t-próbával elemeztük. Az F teszt

minden esetben nem szignifikáns volt. *, **, *** és **** statisztikailag

szignifikáns különbségeket jeleznek, ahol p <0,05, p <0,01, p <0,001 és p <0,0001.


70

A kioldódási profilok páronkénti összehasonlítási eredményei a 13. táblázatban

találhatóak: a különbözőségi faktor (f1) és a hasonlósági faktor (f2) számítások eredményei.

Megállapítottuk, hogy az összes minta esetében a kioldódási profil nem hasonlónak tekinthető,

azaz az összes mintának különböző kioldódási görbéje volt.

Páronkénti összehasonlítás

Minta 1 vs. Minta 2 f1 f2 (%)

PLA_16_0 PLA_19_0 51,47 17,47

PLA_16_0 PLA_22_0 56,63 14,22

PLA_19_0 PLA_22_0 10,63 48,21

PLA_22_0 PLA_22_5 32,87 27,41

PLA_22_0 PLA_22_10 57,25 15,32

PLA_22_0 PLA_22_15 18,68 38,61

PLA_22_5 PLA_22_10 36,31 33,58

PLA_22_5 PLA_22_15 23,87 40,79

PLA_22_10 PLA_22_15 90,20 22,55

AntiPLA_16_0 AntiPLA_19_0 42,81 26,82

AntiPLA_16_0 AntiPLA_22_0 26,55 22,85

AntiPLA_19_0 AntiPLA_22_0 28,31 29,51

PETG_16_0 PETG_19_0 47,87 15,46

PETG_16_0 PETG_22_0 19,98 42,03

PETG_19_0 PETG_22_0 60,80 18,49

PMMA_16_0 PMMA_19_0 9,21 51,12

PMMA_16_0 PMMA_22_0 11,16 47,93

PMMA_19_0 PMMA_22_0 7,07 51,33

PLA_16_0 AntiPLA_16_0 46,36 21,26

PLA_16_0 PETG_16_0 39,89 30,54

PLA_16_0 PMMA_16_0 53,23 16,39

AntiPLA_16_0 PETG_16_0 40,30 29,59

AntiPLA_16_0 PMMA_16_0 14,56 35,43

PETG_16_0 PMMA_16_0 34,99 26,13

PLA_19_0 AntiPLA_19_0 37,73 30,33

PLA_19_0 PETG_19_0 22,72 26,15

PLA_19_0 PMMA_19_0 10,82 46,70


71

AntiPLA_19_0 PETG_19_0 34,04 23,19

AntiPLA_19_0 PMMA_19_0 37,22 24,35

PETG_19_0 PMMA_19_0 18,02 28,65

PLA_22_0 AntiPLA_22_0 13,01 40,53

PLA_22_0 PETG_22_0 39,05 30,36

PLA_22_0 PMMA_22_0 5,85 61,29

AntiPLA_22_0 PETG_22_0 47,96 22,59

AntiPLA_22_0 PMMA_22_0 15,28 39,93

PETG_22_0 PMMA_22_0 31,10 26,85

13. táblázat - A kioldódási profilok páronkénti összehasonlítási eredményei: a

különbözőségi faktor (f1) és a hasonlósági faktor (f2) számítások eredményei.

A hatóanyag felszabadulás eredményeit nullad- és elsőrendű kinetikai modellekhez

illesztettük (14. táblázat). A legjobb illeszkedés meghatározásához determinációs együtthatókat

használtunk. A PLA_16_0 minta nulladrendű modellre illeszkedett, melyet alátámaszt a

kioldódási görbe lineáris alakja. (32. ábra) Az AntiPLA_16_0 minta elsőrendű kinetikát

követett, a korrelációs együttható magasabb, mint 0,93. A számításokból kiderült, hogy a többi

minta sem a nulla, sem az elsőrendű modellhez nem illeszthető a 0 és 24 óra közötti kioldódási

eredmények összehasonlításakor, mivel a korrelációs együtthatók kisebbek voltak, mint 0,90.

Az elemzésünk újabb szakaszában a kioldódott hatóanyag mennyiséget ugyanarra a kinetikai

modellre illesztettük, de csak a 0‒2 órán belüli eredményeket. A PLA_19_0, PLA_22_0,

PLA_22_5, PLA_22_10, PLA_22_15, PMMA_16_0, PMMA_19_0 és PMMA_22_0 az első 2

óra alatt nulladrendű kinetikát követett, míg a PETG_16_0 és a PETG_22_0 jobban illeszkedik

az elsőrendű kinetikai modellhez. Az AntiPLA_19_0, AntiPLA_22_0 és PETG_19_0 mintákat

(a táblázatban *-gal jelöltük) a kioldódási görbék lefutása alapján vizsgáltuk. Először

meghatároztuk az utolsó időpontot, mielőtt a görbe elérte a plató fázist, és a kinetikai

modelleket csak az ezt megelőző időpont előtti értékekre számítottuk ki. Az AntiPLA_19_0 és

a PETG_19_0 30 percig, míg az AntiPLA_22_0 45 percig illeszkedtek az elsőrendű kinetikai

modellre.

Minta

Nullad

rendű

Első

rendű

Nullad

rendű

Első

rendű

*

Nullad

rendű

*

Első

rendű

0‒24 h 0‒24

h 0‒2 h 0‒2 h 0‒X h 0‒X h

PLA_16_0 0,98 0,85 0,98 0,97 - -


72

PLA_19_0 0,56 0,71 0,98 0,99 - -

PLA_22_0 0,52 0,72 0,89 0,98 - -

PLA_22_5 0,60 0,68 0,97 0,99 - -

PLA_22_10 0,68 0,71 0,93 0,94 - -

PLA_22_15 0,61 0,73 0,98 0,99 - -

AntiPLA_16_0 0,73 0,93 0,97 0,94 - -

* AntiPLA_19_0 0,43 0,60 0,65 0,68 0,91 1,00

* AntiPLA_22_0 0,36 0,65 0,64 0,80 0,85 0,98

PETG_16_0 0,51 0,49 0,99 0,97 - -

* PETG_19_0 0,29 0,67 0,60 0,77 0,95 1,00

PETG_22_0 0,61 0,67 0,98 0,97 - -

PMMA_16_0 0,54 0,80 0,88 0,90 - -

PMMA_19_0 0,45 0,40 0,93 0,95 - -

PMMA_22_0 0,47 0,45 0,90 0,98 - -

14. táblázat - A 3D nyomtatott minták kinetikai elemzése. A hatóanyag

felszabadulás adatait nullad- és elsőrendű kinetikai modellhez illesztettük 0-24 óra,

0-2 óra és 0- X óra hosszat. A *-gal jelölt minták olyan eredményeket mutatnak be,

amelyek nem jellemezhetőek 0‒24 vagy 0‒2 időintervallum esetében sem

nulladrendű, sem pedig elsőrendű kinetikával. Ezen minták esetében

meghatároztuk azt az időpontot, ahol a plató fázis elkezdődik és addig illesztettük

a kinetikai modellhez. A AntiPLA_19_0 és a PETG_19_0 esetén X = 0,5 óra, míg

az AntiPLA_22_0 esetében X = 0,75 óra.

A kioldódott hatóanyag mennyiséget (%) az idő függvényében ábrázoltuk a politejsav

(PLA), az antibakteriális PLA (AntiPLA ) (32. ábra), a polietilén-tereftalát-glikol (PETG) és a

poli (metil-metakrilát) (PMMA) minták esetében (33. ábra). A különböző kitöltöttségi

százalékkal rendelkező PLA minták kioldódási görbéje (PLA_22_0, PLA_22_5, PLA_22_10

és PLA_22_15) a 34. ábrán található. Az eredmények átlagként vannak feltüntetve a szórás

értékekkel együtt (± SD), a vizsgálati mintaszám három (n = 3).

A Design-Expert® szoftver (Stat-Ease Int.) felhasználásával történeti statisztikai adatok

elemzését végeztük el, hogy meghatározzuk az átmérő és a kitöltöttségi százalék hatását a

kioldódási profilokra. A 35. ábrán a PLA minták háromdimenziós diagramja látható a 24 órás

kioldódási időpont esetében. A három tengely a kitöltöttségi százalékot (%), a kioldódott

hatóanyag mennyiséget (%) és a minta átmérőjét (mm) jelenti. A legtöbb hatóanyag a 0 %-os

kitöltöttségi százalékkal rendelkező mintákból szabadult fel. Minél nagyobb a minta átmérője,

annál nagyobb a kioldódott hatóanyag mennyisége. Érdekes módon a kioldódott hatóanyag

mennyiség nagyobb volt 0 % és 15 % kitöltöttségi százalék értéknél, de a legalacsonyabb


73

kioldódási értéket 9% körül becsülték. Ugyanezen eredmények 2D diagramja a 36. ábrán

látható.

Az átmérő és a kitöltöttségi százalék változtatásának a várthoz hasonló hatása van a

kioldódási görbékre. A kioldódás gyorsabb volt az átmérő növekedésével, a nagyobb hatóanyag

leadó felület és így a nagyobb mennyiségű hatóanyag leadó pórus kialakulása miatt. A

hatóanyag felszabadulása a mintákból lelassulhat, ha a kitöltöttségi százalék értéke nagyobb,

mint 0 % azaz 5 %, 10 % vagy 15%-ra módosul.

0 2 4 6 810

12

14

16

18

20

22

24

0

20

40

60

80

100

I d õ ( h )

Kio

ldó

do

tt h

ató

an

ya

g m

en

ny

isé

g (

%)

P L A _ 1 6 _ 0

P L A _ 1 9 _ 0

P L A _ 2 2 _ 0

A n tiP L A _ 1 6 _ 0

A n tiP L A _ 1 9 _ 0

A n tiP L A _ 2 2 _ 0

32. ábra - A kioldódott hatóanyag mennyiség (%) az idő függvényében ábrázolva a

politejsav (PLA), az antibakteriális PLA (AntiPLA) minták esetében. Az

eredmények átlagként vannak feltüntetve a szórás értékekkel együtt (± SD), a

vizsgálati mintaszám három (n = 3).


74

33. ábra - A kioldódott hatóanyag mennyiség (%) az idő függvényében ábrázolva a

polietilén-tereftalát-glikol (PETG) és a poli (metil-metakrilát) (PMMA) minták

esetében. Az eredmények átlagként vannak feltüntetve a szórás értékekkel együtt

(± SD), a vizsgálati mintaszám három (n = 3).

34. ábra - A kioldódott hatóanyag mennyiség (%) az idő függvényében ábrázolva

az eltérő kitöltöttségi százalékkal rendelkező PLA minták esetében. Az eredmények

átlagként vannak feltüntetve a szórás értékekkel együtt (± SD), a vizsgálati

mintaszám három (n = 3).


75

35. ábra - A politejsav (PLA) minták háromdimenziós (3D) diagramja a 24 órás

kioldódott hatóanyag mennyiség (%) esetében. A diagramot Design-Expert®

szoftverrel készítettük el. Az X tengely a kitöltöttségi százalékot (%), az Y tengely

a kioldódott hatóanyag mennyiséget (%), míg a Z tengely a minta átmérőjét (mm)

jelenti. A piros körök az előre jelzett érték feletti pontokat, a rózsaszín körök pedig

az előre jelzett érték alatti pontokat jelölik. A jobb felső sarokban a kioldódott

hatóanyag mennyisége (%) látható, ahol a kioldódott hatóanyag mennyisége más

színnel van ellátva. Kék színnel a kioldódás 49,81 %-nál kezdődik, piros színnel

pedig 99,25 % kioldódott hatóanyag mennyiségnél végződik.


76

36. ábra - A politejsav (PLA) minták kétdimenziós (2D) diagramja a 24 órás

kioldódott hatóanyag mennyiség (%) esetében. A kitöltöttségi százalék (%) értéke

az átmérő (mm) függvényében van ábrázolva. A piros körök az előre jelzett érték

feletti pontokat jelölik, míg a “3” azt a minta számot, ami az előre jelzett érték felett

van. A fekete négyzetben lévő számok pedig a kioldódott hatóanyag százalékot (%)

jelölik.


77

7. Megbeszélés


Napjainkban az egészségügyi felhasználási célú 3D nyomtatási technológiák elsősorban a

bionyomtatásra, a fogászati alkalmazásra, az ortopédiai alkalmazásra és a módosított

hatóanyagleadású orális gyógyszerleadó rendszerek fejlesztésére összpontosítanak. [121]

Számos tanulmány jelent meg 3D nyomtatással előállított implantátumokról és

gyógyszerformákról, azonban a kémiai szerkezet, a szerkezeti paraméterek és a

citokompatibilitási tulajdonságok közötti összefüggéseket még nem vizsgálták. Vizsgálatunk

célja az volt, hogy kapcsolatot találjunk a fent említett paraméterek között a kémiailag

módosított politejsav alapú 3D nyomtatott minták esetén. Különböző amino oldalláncokat

kapcsoltunk a politejsav alapvázhoz a nyomtatást követő kémiai módosítás során azért, hogy

amid funkciós csoportokat hozzunk létre a nyomtatott minták felületén.

Az FDM nyomtatott mintákat úgy terveztük meg, hogy a fizikai, kémiai és in vitro biológiai

tulajdonságokat minél szélesebb körben megvizsgáljuk. A vizsgálatainkat egy adott

geometriájú mintán végeztük el változtatások nélkül, melynek előnye az volt, hogy kizártuk az

eltérő geometriából eredő hatásokat, és lehetővé tette a teszt eredmények közvetlen

összehasonlítását. A kémiai módosítás, avagy funkcionalizálás előnyösen befolyásolhatja a 3D

nyomtatással előállított gyógyszerek morfológiáját és citokompatibilitási tulajdonságait. Az

oldallánc módosításai eltérő felületi tulajdonságokat eredményezhetnek. [122] Thire és

munkatársai nemrégiben publikálták, hogy a PLA minták felszínére polidopamint

abszorbeáltak, ez a felületi abszorpció lehetővé teheti a kémiai és biológiai tulajdonságok

módosítását a 3D nyomtatással előállított alapvázaknak. [109] A mi esetünkben a kinyomtatott

alapvázak kémiai módosításának oka az volt, hogy növeljük a kedvező felületi tulajdonságokat

és a politejsav biokompatibilitását.

A minták szerkezeti tulajdonságait pásztázó elektronmikroszkópiával (SEM), Fourier

transzformációs infravörös (FTIR) spektroszkópiával, felszíni egyenetlenség vizsgálatával,

pozitron annihilációs élettartam spektroszkópiával (PALS) és nedvesedési peremszög

meghatározással elemeztük. A minták citokompatibilitásának vizsgálatához Caco-2 sejteken

hosszú távú MTT tesztet, míg a biofilm képződésének vizsgálatát Candida albicans referencia

izolátum alkalmazásával végeztük el.

A kinyomtatott és módosított PLA minták anyagszerkezeti jellemzésére rendelkezésre álló

módszerek közül az FTIR spektroszkópiával kapott görbék bizonyíthatják az új kémiai funkciós

csoportok jelenlétét, de az IR sávok intenzitása gyenge lehet, ha a változás csak a felületen ment


78

végbe. Ugyan más módszerek is képesek kimutatni az amid csoport képződését, de egyik sem

alkalmazható a felületi módosítások detektálására, például a 13C-NMR nem mutatná ki a

szénatomot kevesebb, mint 0,1 % esetén. [123] Míg más módszerek nem alkalmasak a kovalens

kötések kialakulásának bizonyítására, így kijelenthetjük, hogy az általunk választott vizsgálati

módszer megfelelt a céljainknak. A módosított minták mindegyike esetén megfigyelhető a C=O

amid kötés 1550 cm−1 and 1650 cm−1 hullámhossz értékek között, ami csak az alapváz és a

bekötődő oldallánc között kialakuló kovalens kötésből származhat.

A nedvesedési peremszög meghatározással kapott eredmények információt nyújtanak a

felület hidrofilitásáról és hidrofobicitásáról, és ha korrelálnak az FTIR spektroszkópiával kapott

eredményekkel, akkor lehetővé teszik a felület kémiai módosításának gyors jellemzését.

Egyértelmű bizonyíték van arra vonatkozóan, hogy a felületi topográfiai és nedvesedési

jellemzők befolyásolják az implantátumok beültetésekor a makromolekuláris és sejtszintű

hatásokat. [124] A politejsav polimer észter funkciós csoportját kémiailag módosítottuk

különböző elágazó és lineáris oligoamin módosulatokkal a minták hidrofilitásának növelése és

a pozitív töltés létrehozása érdekében. Ezeket a hidrofil felületmódosításokat nedvesedési

peremszög méréssel igazoltuk, ami Song és munkatársainak munkája alapján döntő fontosságú,

mivel a minták hidrofil-hidrofób karakterisztikáját befolyásolhatja a kémiai módosítás. [125]

Habár az etilén-diamin kis méretű és vízben nagyon jól oldódó molekula, így azt várnánk, hogy

lemosódik a felszínről, ha nem alakul ki kémiai kötés. A kísérleti eredményeink alapján ez nem

így történt, mivel a nedvesedési peremszög az intenzív mosás után is állandó értéket mutatott,

azaz az etilén-diamin a felszínhez kémiai kötésen keresztül kapcsolódott. A nedvesíthetőségnek

nagyon fontos szerepe lesz a minta beültetésekor, mivel meghatározza a várható biológiai

eseményeket. [124] A nedvesíthetőséget befolyásolja a minta felületének kémiai módosítása,

amint azt a mi munkánk, Nasrin és munkatársainak, illetve Mi és munkatársainak kísérletei is

bizonyítják. [51] [52] Bizonyíték van a nedvesedési peremszög pH függésére is, de a módszer

még nem teljesen bizonyított. [126]

A pásztázó elektronmikroszkópia megfelelő módszer a felszíni egyenetlenség, a porozitás

és pórusméret jellemzésére, annak ellenére, hogy a felületi elemzés eredménye több

paramétertől függhet (például az alkalmazott szűrőktől, a kiértékelt területektől). A különböző

implantátumok felületének mikro, szubmikro és nano mérettartományban történő értékelése

kötelezően elvégzendő vizsgálat. Mindazonáltal csak néhány standardizált módszer létezik az

implantátumok felületének megfelelő meghatározására [124], bár a különböző implantátumok

viselkedésének előrejelzése az emberi szervezetben elengedhetetlen.


79

A pozitron annihilációs élettartam spektroszkópiával mért o-Ps életidő értékei jól

korrelálnak az implantátumok méretével és a felszínen lévő esetleges szerkezeti hibákkal. [127]

A pozitron annihilációs spektroszkópia (PALS) a polimer alapú implantátumok

szupramolekuláris szerkezetét méri, amely megfelelő információt adhat a pórusméretről és a

felszín porozitásáról. A felületnek körülbelül a felső 100 μm-e vizsgálható ezzel a módszerrel,

és az eltérések nano mérettartományban láthatóak. Ez a módszer Einstein egyik alapelvén

alapszik, és a detektált o-Ps élettartam-értékek összefüggésben vannak a minták felszínén lévő

szabad térfogattal. [114]

A PALS és SEM kísérletek eredményeit összehasonlítva a PLA-ED, a PLA-TET és a PLA-

Tris mind magas szabad térfogatot és számos felszíni egyenetlenség jelenlétét mutatta. A PLA-

ED és a PLA-Tris esetében ezek körülbelül 1 µm átmérőjűek voltak, míg a PLA-TET esetében

körülbelül 100–200 nm átmérőjűek voltak. Az MeNprN módosulat esetében azonban kevés

egyenetlenség volt a minta felszínén, míg a szabad térfogat értéke jelentősen csökkent. Az

eredményeink alapján közvetlen összefüggés mutatkozott a PALS által mért szabad térfogat és

a SEM által megfigyelt esetleges egyenetlenségek megfigyelése között.

Ahhoz, hogy egy 3D nyomtatott implantátum forgalomba kerülhessen meg kell felelnie a

különböző hatóságok által meghatározott összes szabványnak és előírásnak. [128] A

biokompatibilitás vizsgálata az implantálható gyógyszerleadó rendszerek kötelező vizsgálata.

Az ISO 10993-5 szabvány meghatározza a szükséges citotoxicitási vizsgálat paramétereit. A fő

követelmény az érintkezés időtartama: korlátozott expozíció esetén az időtartam kevesebb, mint

24 óra, hosszantartó expozíció esetén pedig 1–30 napos vizsgálat szükséges. A 30 napnál

hosszabb behatási idők hosszú távú tanulmányokat igényelnek. [129] A Caco-2 sejteket főleg

folytonos sejtrétegként használják, nem pedig mint elkülönülő sejteket, annak ellenére, hogy

számos vizsgálat esetében még a teljes integritás elérése előtt végzik el a vizsgálatot, például a

végpont vagy a nem invazív sejtéletképességi módszerek esetében (MTT-teszt, laktát

dehidrogenáz (LDH) teszt, valós idejű sejt elektronikus érzékelő (RT-CES) stb.). [130] Az

MTT-teszt széles körben alkalmazott, gyors kolorimetriás módszer, amely bizonyos vegyületek

in vitro citotoxicitásának mérésére alkalmas sejtvonalakon vagy primer sejteken. Általában 96

lyukú plateken végezzük el, így nagy áteresztőképességű módszer, amely nem igényel

sejtszámolást. Évtizedekig úgy gondolták, hogy az alkalmazott MTT festék a mitokondriumban

alakul át, azonban az utóbbi években kételyek merültek fel a formazán-só képződés

mitokondriális lokalizációjával kapcsolatban. [131]

A kutatócsoportok eddigi ismeretei alapján a politejsav jó biokompatibilitási készségű és

hidrolitikusan lebomló polimer. [125] Mintáinkat DMEM médiumban, 37 °C-on tároltuk a 12.


80

napig történő mintavégzésig. A mintákat a médiumba helyeztük a 4., 8. és 12. napon történő

mintavégzésig, annak felderítésére, hogy kioldódik-e bármilyen xenobiotikum a

módosulatokból vagy a polimer vázból. A Caco-2 sejtekkel történő inkubációs periódus 30 perc

volt. A citotoxicitási tesztet az ISO 10993-5 szabvánnyal összhangban végezük el, de az

alkalmazott inkubációs periódus rövidebb volt. [117] Egyértelműen bizonyított, hogy a PLA a

tárolás során tejsavvá és glikolsavvá bomlik, és különböző tényezők (pH, molekulatömeg stb.)

befolyásolhatják ezt a bomlást. [132] Számos tanulmány foglalkozott a PLA polimerek

bomlásával, így vizsgálatunk fő hangsúlya nem a PLA degradáció vizsgálata volt, hanem a

DMEM médiumban tárolt módosított PLA minták citotoxikus és biofilm képződésének hatása,

amely közegekben a minták lebomolhatnak. Az in vitro citotoxicitási vizsgálatok képviselik az

első szűrőt a citokompatibilitás értékeléséhez, mivel ezek a vizsgálatok érzékenyek, hatékonyan

alkalmazhatók és jól reprodukálható módszerek. [133] Az MTT teszt rendkívül hatékony

módszer, mivel csak az élő sejtek képesek átalakítani az MTT festéket mitokondriális enzimjeik

segítségével. Egy kutatócsoport megállapította, hogy a formazán-só kialakulása a sejtek

metabolikus képességétől és a mitokondriumok számától függ. [131] Az MTT teszt ezen

limitáló tényezője ellenére még mindig a legmegbízhatóbb és leggyorsabb teszt a

citokompatibilitás megállapításához. [134] Egy kutatócsoport ugyan azt állapította meg, hogy

a politejsav alapú minták beültetése gyulladási reakciót válthat ki [135], de egy másik

kutatócsoport rámutatott arra, hogy ezek a mellékhatások rendkívül ritkák. [136] Az MTT teszt

eredményei alapján az összes PLA mintánk citokompatibilisnek bizonyult.

A mikrobiális biofilm képződés komoly kockázati tényező lehet a beültetett implantátumok

esetében, ami megjósolhatatlan szövődményeket okozhat. [137] Egy korábbi cikkben

elemezték a felületi módosítás és az antimikrobiális tulajdonságok közötti kapcsolatot. A 3D

nyomtatott polimer alapú minták közvetlen kémiai módosítása egy új megközelítést jelent,

mivel ebben az esetben a felület ténylegesen megváltozik és nem a gyakran alkalmazott

bevonás műveletét használja fel, mely alkalmazása limitált. [138] A mikrobiális biofilm

képződés hozzájárulhat gyulladási válasz kiváltásához, és további műtéti beavatkozásokat

igényelhet, például fogászati implantátumok esetében. A Candida albicans képes biofilmet

képezni az orvostechnikai eszközökön, ami az emberi szervezetben betegségek kialakulását

okozhatja. [139] A mi kísérletünkben kémiai módosítás alkalmazása lehetővé teheti a

mikrobiális biofilm képződés gátlását, vagy még nagyobb mértékű felületi kolonizációt

eredményezhet. Érdekes módon mind a biofilm képződés gátlása, mind a fokozása

jelentőséggel bírhat a kutatók számára. Az ilyen kémiai módosítás kulcsfontosságú pontja a

reaktív észtercsoportok jelenléte a 3D nyomtatásban alkalmazott polimerekben. A politejsav


81

(PLA) és a polietilén-tereftalát (PET) észter vázú polimerek, míg a poli-(metil-metakrilát)

(PMMA) észter funkciós csoporttal rendelkezik.

A biofilm formálási készség vizsgálata szintén kötelező eleme a citokompatibilitási

vizsgálatnak. [140] A biofilm képződés hosszú távú beültetésnél súlyos szövődmények

kialakulását okozhatja, amely fertőzésekhez és antimikrobiális rezisztencia kialakulásához

vezethet. [99] A beültetés során bármilyen fertőzés veszélyes lehet, mivel nagyfokú gyulladást

és az implantátum kilökődését eredményezheti. A biofilm képződés akár a politejsav

szerkezetét is megváltoztathatja, ami a hatóanyag felszabadulását befolyásolhatja és így súlyos

mellékhatások kialakulásához vezethet. [135] A biofilm képződési vizsgálatot Candida albicans

SC5314 referencia izolátummal végeztük el, mivel a Candida fajok az egyik leggyakoribb

fertőzést okozó kórokozók [99] és más Candida fajok súlyos szisztémás mikózist okozhatnak,

melyek 45 %-os mortalitást mutatnak. [141]. Ideális esetben a mért abszorbancia érték nulla,

ami azt jelenti, hogy egyáltalán nem keletkezik a minta felszínén biofilm. A biofilm formálási

készség kiértékeléséhez használt klasszifikációs rendszer alapján mindegyik mintánk alacsony

biofilm formálási készségűnek tekinthető. [119] A mi kutatásunk esetében az oligoamin

funkciós csoportok kapcsolása a politejsav alapvázhoz kedvezőbb antimikrobiális

tulajdonságokat eredményezett anélkül, hogy megváltoztattuk volna a politejsav kedvező

fizikai tulajdonságait. Egy kutatócsoport, kísérleteihez antimikrobiális hatóanyagot használt,

ami ugyan megfelelő tulajdonságokat eredményezett, de lecsökkentette a politejsav minta

mechanikai megfelelőségét. [142]

Az alkalmazott 3D nyomtatási eljárással gyorsan és egyszerűen állíthatóak elő a mintáink.

Elmondhatjuk, hogy a kémiai módosítással a politejsav vázhoz kapcsolt amid funkciós

csoportok kedvezően változtatják meg a politejsav minták anyagszerkezeti tulajdonságait.

Alacsony biofilm formálási készség és kedvező citokompatibilitási tulajdonságok jellemzik a

mintákat még hosszan tartó expozíció esetén is. Kapcsolat mutatható ki a módosulat típusa és

a létrejövő tulajdonságok között. Összességében a politejsav, mint 3D nyomtatáshoz használt

filament, tulajdonságai nagymértékben javíthatóak a kémiai módosítással. Ezek az

implantátumok nagy lehetőséget biztosítanak a különböző antimikrobiális hatóanyagok

beépítésére. Eredményeink alapján a PLA-ED, a PLA-Tris és a PLA-TET minták rendelkeznek

a legkedvezőbb anyagszerkezeti és antimikrobiális tulajdonságokkal. Ezért ezek a minták

további in vivo és/vagy humán vizsgálatokra küldhetők.


82


A kísérleteink során az FDM nyomtatáshoz PLA, antibakteriális PLA, PETG és PMMA

kereskedelmi forgalomban kapható filamenteket használtunk fel, amely lehetővé teszi a gyors

gyártást. Az implantálható gyógyszerleadó rendszerek különböző mintáit nyomtattuk ki 16, 19

vagy 22 mm átmérővel és 0 %, 5 %, 10 % vagy 15 %-os kitöltöttségi százalékértékkel. A

kísérleteink célja az volt, hogy bizonyítsuk az FDM alkalmazhatóságát, mint alkalmas, egyénre

szabott gyógyszerleadó rendszert a műtétek során. Néhány szerző arról számolt be, hogy a

személyre szabott gyógyszeres kezelés kiváló megoldást jelent a megfelelő egészségügyi

ellátás eléréséhez. A hatóanyagokat a megfelelő mennyiségben és a megfelelő időben lehet

bejuttatni a humán szervezetbe. [143]

A 3D nyomtatás jelentősen felgyorsítja a tervezést mind a kutatás-fejlesztés, mind pedig

az ipari léptékű előállítás során. [144] Egy kutatócsoport szerint az implantátumok

előállításához használt anyagok fizikai és kémiai tulajdonságai jelentősen befolyásolják az

implantátum alkalmazhatóságát, például a kioldódási profilt vagy a biodegradáció idejét. [145]

Az implantálható gyógyszerleadó rendszerek esetében is különböző dizájnokat terveztek meg

és állítottak elő a kutatók. Az egyik kutatócsoport egy lövedék alakú implantálható rendszert

állított elő porózus szerkezettel, mely szabályozott citoxán felszabadulásra képes. [146] Egy

másik kísérletben üreges rendszereket hoztak létre egy soklépéses előállítási folyamat során,

amely három különböző polimert igényelt. Először egy politejsav alapvázat nyomtattak, amely

adott mennyiségű polivinil alkohol polimer üreget tartalmazott. Az ibuprofént, mint modell

hatóanyagot manuálisan juttatták be. Végül a mintát bevonták egy polikaprolakton polimerrel.

[69]

A 3D nyomtatási folyamathoz nehezen illeszthető be a hatóanyaggal való töltés.

Kutatócsoportunk kidolgozott egy egyszerű módszert a minták hatóanyaggal történő töltésére.

Először minden mintához kinyomtattunk egy fedőlemezt, amelyet a hatóanyagot tartalmazó

alsó rész tetejére helyeztünk el, majd befejeztük a 3D nyomtatást a felső rész kinyomtatásával.

Így elkerülhető a hatóanyag esetleges bomlása a magas nyomtatási hőmérséklet (210‒270 °C)

miatt és a nyomtatás során alkalmazott ventilláció következtében történő hatóanyag vesztés is.

[136] Egy kutatócsoport kísérletei esetében a polivinil alkohollal történő 3D nyomtatást

követően 5 %-os hatóanyag veszteséget tapasztaltak, ami jóval magasabb, mint a

gyógyszeriparban elfogadott maximum 1%-os hatóanyag veszteség. [147] Egy másik

kísérletben 50 %-os hatóanyagtartalmú filamentet állítottak elő, de a kutatók kijelentették, hogy

a filament hatóanyagtartalmának növelésével a filament tulajdonságai, illetve a viselkedése a

3D nyomtatás során jelentősen megváltozhat, ami a kívánt termék tulajdonságait is jelentősen


83

megváltoztathatja. [148] A munkámban megfelelő a 3D nyomtatás, mely során sem a hatóanyag

stabilitása, sem pedig a hatóanyag mennyisége nem befolyásolt. Mivel az általunk előállított

gyógyszerforma egy implantálható gyógyszerleadó rendszer, így a hatóanyag közvetlenül

felhasználható az azonnali minta nyomtatás során, majd a kapott gyógyszerleadó rendszer

felhasználható a műtétek során.

Termogravimetriás elemzést alkalmaztunk a minták hővel szembeni stabilitásának

feltérképezésére 25 és 500 °C között, a polimer filamentek, a hatóanyag, a hatóanyag tartalmú

és hatóanyag nélküli nyomtatott minták esetében. Míg differenciális pásztázó kalorimetriai

(DSC) elemzést alkalmaztunk az endoterm és exoterm különbözőségek feltérképezésére a

hatóanyag esetében. [149] [150] A termogravimetriás elemzés eredményeképpen

megállapíthatjuk, hogy a diklofenák-nátrium 280 °C-ig stabil és a diklofenák tartalmú mintáink

stabilak voltak a 3D nyomtatás során. Az eredményeink alapján nem volt kémiai változásnak

jele 270 °C alatt a polimerek esetében. Mindegyik alkalmazott polimer hőstabilisnak tekinthető.

Ezen eredmények alapján ezek a polimerek hősterilezéssel is sterilezhetőek, ami lehetővé teszi

a steril filamentek közvetlen nyomtatását, akár a műtétek alatt is. [151]

A nedvesedési peremszög értékének meghatározása információval szolgál a minta hidrofób

vagy hidrofil viselkedéséről, amit a polimer típusa is befolyásolhat. [152] A nedvesedési

peremszög meghatározása alapján a PLA, antibakteriális PLA, PETG és PMMA polimerek

különböző nedvesedési tulajdonságokkal rendelkeznek, ami befolyásolhatja a minták esetleges

kilökődését a szervezetben. [125] Az antibakteriális PLA esetében kisebb nedvesedési

peremszög értékeket kaptunk, mint a PLA minták esetében, így az antibakteriális PLA mintának

nőtt a hidrofilitása. Az alacsony nedvesedési peremszög érték azt jelenti, hogy a vizsgált anyag

és a víz molekulák közötti interakció nagy volt, ami a felszín magas hidrofilitásával jár. [95]

A Raman spektroszkópia egy széles körben alkalmazható karakterizációs eljárás. A mi

esetünkben Raman spektroszkópiával határoztuk meg a különböző kitöltöttségi százalékkal

rendelkező minták esetében a diklofenák-nátrium elhelyezkedését az üregeken belül. [153]

Eredményeink alapján a minták 30 mg diklofenák-nátrium sót tartalmaztak, ami összhangban

van a tömegegységesség során kapott eredményekkel. A hatóanyag eloszlása esetén pedig a

hatóanyag 70 %-a három üregben helyezkedik el a PLA_16_5, PLA_16_10 és PLA_16_15

minták esetében.

A minták anyagszerkezetét pásztázó elektronmikroszkópiával elemeztük (SEM) a

kioldódás vizsgálat előtt illetve után, annak feltérképezésére, hogyan változik a polimer

porozitása és hogyan változik a pórusméret a kioldódás következtében. [154] A 3D nyomtatást

követően a minták felszíne egyenletes, nincsenek pórusok a felszínen, viszont a kioldódást


84

követően pórusok keletkeztek a minták felszínén, ami alapján a hatóanyag felszabadulása

diffúzióval történt, rezervoár rendszerből.

A mikro komputertomográfia (mikro CT) módszer széleskörben alkalmazható a minták

három dimenzióban történő megjelenítéséhez, mely lehetővé teszi a porozitás és a belső

szerkezet feltérképezését is. [155] A mikro CT eredmények megerősítették a SEM

vizsgálatokkal kapott eredményeket, azaz a minta felszínén pórusok keletkeztek, melynek a

mennyiségét is meghatároztuk és a felszínen a kioldódást követően 6,11 %-nyi pórus

keletkezett.

A kioldódás vizsgálat során három különböző paramétert határoztunk meg: a polimer

típusát (PLA, antibakteriális PLA, PETG vagy PMMA), a minta átmérőjét (16, 19 vagy 22

mm) és a kitöltöttségi százalék értékét (0%, 5%, 10% vagy 15%) annak feltérképezésére,

hogyan befolyásolja a diklofenák-nátrium, mint modell hatóanyag kioldódási profilját. [104]

Az átmérő növekedésével gyorsabb lesz a hatóanyag kioldódása, amivel nagyobb az alsó

és a felső felület, ahol a pórusok képződhetnek és így megtörténhet a hatóanyag leadás. A

PLA_16_0, PLA_19_0 és PLA_22_0 minták esetében az átmérő növelésével gyorsabb volt a

hatóanyag leadása. A minta belső kitöltöttségi százalékának növelésével is befolyásolható a

hatóanyag kioldódása. A kísérleti eredményeink alapján a 0 %-os belső kitöltöttségi százalékkal

rendelkező minta esetében volt a leggyorsabb, mivel nem volt az alsó és felső oldallal

érintkezési pontja. Míg a kitöltöttségi százalék értékének növelése (5%, 10% vagy 15%) nem

mutatott konstans hatást a kioldódási profilra. Az FDM típusú 3D nyomtatással létrehozott

minták alsó és felső része nem zárja le hermetikusan a minta belső részét és befolyásolhatja a

mintából történő hatóanyag kioldódást. [156] Az átmérő és a kioldódási százalék a vártnak

megfelelő módon befolyásolja a kioldódási profilt. A polimer típusának változtatása nem

befolyásolja szignifikánsan a kioldódási profilokat, habár az eredmények alapján a PMMA

alapvázú mintákból oldódik ki a legnagyobb mennyiségű hatóanyag 24 óra elteltével.

Számos kutatócsoport foglalkozott már a 3D nyomtatással előállított mintákból történő

hatóanyag kioldódással és arra az eredményre jutottak, hogy a kioldódás történhet a polimer

vázon keresztül, mint rezervoár rendszerből. [157] A hatóanyag kioldódása a mintából számos

fizikai és kémiai paramétertől függ, amely nehézzé teszi a kioldódási profil leírását megfelelő

matematikai modellel, [158] így a mintáinkat nullad- és elsőrendű kinetikai modellel

elemeztük. [159] A kísérletünkben a PLA_16_0, a PETG_16_0 és a PETG_22_0 minták

nulladrendű kinetikával, míg a többi minta elsőrendű kinetikával írható le. Az eredményeink

alapján az előállított implantátumok mikrostruktúrájában történő változások szignifikánsan

befolyásolhatják a hatóanyag kioldódását. A kutatócsoportoknak olyan implantátumokat kell


85

megtervezniük, ami lecsökkenti ezen változásokat, így olyan gyógyszerleadó rendszereket

létrehozva, amellyel megfelelő in vitro/in vivo korreláció érhető el. [160]

A PLA és az antibakteriális PLA biodegradábilis polimerek, így a degradációt nyolc héten

keresztül vizsgáltuk pH = 7,4; 37 °C-on tömegméréssel. A vizes közegben történő hidrolitikus

bomlás számos tényezőtől függ. [161] A politejsav pKa értéke 3,84 [162] és a hidrolízis

gyorsabb, alacsonyabb vagy magasabb pH érték esetében. [163] Néhány kutató megvizsgálta a

bomlást, változó pH-t alkalmazva (1,5, 4,5 vagy 7,4) 65 °C-on. Eredményeik alapján a bomlás

függ a polimer molekulatömegétől, az alkalmazott hőmérséklettől vagy pH-tól. [164]

Méréseink szerint a nyolc hét alatt 37 °C-on, 7,4-es pH értéken nem kezdődött meg a minták

bomlása.

A minta biokompatibilitási tulajdonságait hosszú távú MTT citotoxicitási vizsgálattal

elemeztük. Az MTT vizsgálat elméleti alapjai megegyeznek az 1. kísérletsorozatban leírtakkal.

Az MTT vizsgálatot az ISO 10:993 standard értelmében végeztük el, ami meghatározza az

alkalmazható sejtszámot a plate-ben, az inkubálási időtartamot és a pozitív kontroll típusát.

Kísérletünkben az ISO standardhoz képest rövidebb inkubálási időtartamot alkalmaztunk. A

steril mintáinkat DMEM médiumban tároltuk a 4., 8. és 12. napig történő mintavégzésig annak

a megállapítására, hogy kioldódik-e bármilyen xenobiotikum a mintából. A hosszú távú MTT

teszt alapján az ISO 10993:5 standard értelmében, mindegyik mintánk citokompatibilisnek

tekinthető.

Tizenkét eltérő mintát állítottunk elő FDM típusú 3D nyomtatással négy különböző

polimerből, három átmérő és négy kitöltöttségi százalék értékekkel. A speciális

mintatervezésnek köszönhetően a minták bármilyen típusú hatóanyaggal megtölthetők, anélkül,

hogy a magas nyomtatási hőmérséklet befolyásolná a hatóanyag stabilitását vagy a ventilláció

befolyásolná a minta mennyiségét, amit a termogravimetriás és differenciális pásztázó

kalorimetriai, illetve Raman spektroszkópiai eredményeink megerősítenek. Az átmérő és a

kitöltöttségi százalék értéke a vártnak megfelelően befolyásolja a minta kioldódási profilját. A

SEM és mikro CT vizsgálati eredmények megerősítik, hogy a hatóanyag kioldódása a minták

felszínén keresztül történik pórusokon keresztül diffúzióval, rezervoár rendszerből. Az MTT

teszt alapján mindegyik mintánk citokompatibilisnek tekinthető minimum 12 napig. A kísérlet

eredményeként a PLA és az antibakteriális PLA alkalmas további vizsgálatokra, mint

implantálható gyógyszerleadó rendszer.


86

8. Összefoglalás

Az 1. kísérletsorozat eredményeképpen elmondhatjuk, hogy sikeresen állítottunk elő 3D

nyomtatással alapvázakat. Egyszerre ötven mintát tudunk nyomtatni. A nyomtatott vázaknak

sikeres volt a kémiai oldallánc módosítása, melyet az anyagszerkezeti vizsgálatok

megerősítenek. Az FTIR spektrumok pedig bizonyítják, hogy kovalens kötés alakul ki az amin

csoportok és a politejsav alapváz észter csoportja között. Az MTT teszt eredményeképpen

kijelenthetjük, hogy az előállított minták nem citotoxikusak, mindegyik minta megfelelőnek

tekinthető a 12 napig történő mintavételig. A kémiai módosítás eredményeképpen a Candida

albicans referencia izolátum általi biofilm formálási készség kisebb lett. Az in vitro

biokompatibilitási (MTT és biofilm formálási készség) vizsgálatok alapján kijelenthetjük, hogy

a citotoxicitás megállapításához több mint egy vizsgálat elvégzése szükséges, a megfelelő

következtetés levonásához. Habár, a citotoxicitási eredmények önmagukban nem feltétlenül

jelzik előre az in vivo citotoxicitást, de más kísérletekkel együtt elvégezve (nedvesedési

peremszög, PALS és SEM eredmények) megbecsülhetőek az in vivo kompatibilitási adatok.

Ezt a munkát kiterjesztettük más funkciós csoportokra is, beleértve az anionos

funkcióscsoportokat és más polimer filamenteket is vizsgáltunk mint például a PET vagy a

PMMA.

A 2. kísérletsorozat során olyan implantálható gyógyszerleadó rendszerek előállítását

tűztük ki célul, amely FDM 3D nyomtatással történik és bármely hatóanyag közvetlenül

inkorporálható a rendszerbe. Az előállítás során elkerüljük mind a magas nyomtatási

hőmérséklet (215–270 °C) általi hatóanyagbomlást, mind a ventilláció által okozott hatóanyag

veszteséget, amit a TG/DSC görbék megerősítenek.

Az FDM technológia felhasználható 3D nyomtatással előállított implantálható

gyógyszerleadó rendszerek előállítására a kívánt kioldódási profillal. A minta méretének és a

beállított nyomtatási paramétereknek fontos szerepe van a kioldódási profil optimalizálásában.

A hatóanyag kioldódása a minták felső és alsó felszínén lévő pórusokon keresztül történik, amit

a SEM és a micro CT felvételek is megerősítenek. A méret növelésével a felület is nő és így a

kioldódás is gyorsabb a megnövekedett pórusszám miatt. A kioldódási profil a kitöltöttségi

százalék változtatásával is módosítható.

Az implantálható gyógyszerleadó rendszerek esetén a citotoxicitás vizsgálata kötelezően

elvégzendő vizsgálat. Valamennyi minta az ISO 10:993 szabvány alapján citokompatibilisnek

tekinthetők, ezek az eredmények jól megbecsülik az in vivo adatokat, ezért ezek a minták

megfelelőek lehetnek a további in vivo és /vagy humán vizsgálatokhoz.


87

A PLA, az antibakteriális PLA, a PETG és a PMMA polimerek egyaránt alkalmazhatóak

gyógyszerleadó rendszerek előállítására, de a PLA és az antibakteriális PLA a legmegfelelőbb

a műtétek során létrehozható minták előállítására. Az általunk kifejlesztett nyomtatási módszer

könnyen használható a műtéti beavatkozások során. A műtét során az egyénre szabott

gyógyszereket azonnal elő lehet állítani és a hatóanyagok (például gyulladáscsökkentők vagy

antibiotikumok) legmegfelelőbb kombinációját a betegágy mellett közvetlenül lehet előállítani.


88

9. Summary

In conclusion it is stated that we have successfully printed 3D printed samples. One batch

consists of 50 samples. The 3D printed samples have been chemically modified at the surface

by various amine functional groups. The material structure experiments confirm the

modification on the surface. The FTIR graphics certify that the samples connected to the

polylactic acid through a covalent bond. The samples can be considered as biocompatible. The

biofilm formation of the Candida albicans is reduced by the chemical modification. Based on

the biocompatibility tests (MTT and biofilm formation tests), it can be concluded that more

than one assay should be used to determine cytotoxicity. Cytotoxicity data alone are not

necessarily predictive of the in vivo response but can be completed with other experiments

(contact angle, PALS and SEM experiments) and the in vivo compatibility data may be

estimated. This work is being extended to other modifications and other polymers such as PET

or PMMA.

In the second experiments the implantable drug delivery systems have been manufactured

by FDM 3D printing. The process does not require hot-melt extrusion and the active

pharmaceutical ingredients (APIs) can be directly printed. Throughout the manufacturing, the

high printing temperature (215–270 °C) do not affect the APIs stability and the ventilation do

not affect the amount of the API, which is confirmed by the TG/DSC investigations.

FDM technology can be used for the manufacturing of 3D printed implantable drug

delivery systems with the required dissolution profile. The design of the sample and the printing

parameters have an important role to optimize the dissolution profile. The API is dissolved

through the pores in the upper and lower surfaces of the samples, as confirmed by the SEM and

micro CT images. If the size is increased, the surface area is higher and the dissolution is faster

due to the higher number of pores. The dissolution profile can be modified by the infill

percentage as well.

Cytotoxicity measurements are compulsory experiments through the manufacturing of the

implantable drug delivery systems. All samples are considered cytocompatible based on the

ISO 10:993 standard and these results give a good prediction of the in vivo data. Therefore,

these samples can be selected for further in vivo and/or human studies.

PLA, antibacterial PLA, PETG, and PMMA polymers are all applicable for the

manufacture of drug delivery systems, but PLA and antibacterial PLA are selected as the most

appropriate implantable systems. The printing technique is developed by us and can be easily

applied during surgical interventions. Personalized medications can be immediately


89

manufactured in the operating room during the surgery and the most appropriate combination

of APIs (for example anti-inflammatories or antibiotics) can be prepared right at the patient’s

bedside.


90

10. Irodalomjegyzék

10.1. Az értekezésben hivatkozott közlemények jegyzéke

1. Pîrjan, A.; Petroşanu, D.-M. THE IMPACT OF 3D PRINTING TECHNOLOGY ON

THE SOCIETY AND ECONOMY. J. Inf. Syst. Oper. Manag. 2014, 7, 360–370.

2. Alkhalidi, A.; Hatuqay, D. Energy efficient 3D printed buildings: Material and

techniques selection worldwide study. J. Build. Eng. 2020, 30, 101286.

3. Sandeep, B.; Kannan, T.T.M.; Chandradass, J.; Ganesan, M.; Rajan, A.J. Materials

Today : Proceedings Scope of 3D printing in manufacturing industries-A review. Mater.

Today Proc. 2021, 1–5.

4. Mantihal, S.; Kobun, R.; Lee, B.B. 3D food printing of as the new way of preparing food:

A review. Int. J. Gastron. Food Sci. 2020, 22, 100260.

5. Kitson, P.J.; Glatzel, S.; Cronin, L. The digital code driven autonomous synthesis of

ibuprofen automated in a 3D-printer-based robot. Beilstein J. Org. Chem. 2016, 12,

2776–2783.

6. Glatzel, S.; Hezwani, M.; Kitson, P.J.; Gromski, P.S.; Schürer, S.; Cronin, L. A Portable

3D Printer System for the Diagnosis and Treatment of Multidrug-Resistant Bacteria.

Chem 2016, 1, 494–504.

7. Pietrzak, K.; Isreb, A.; Alhnan, M.A. A flexible-dose dispenser for immediate and

extended release 3D printed tablets. Eur. J. Pharm. Biopharm. 2015, 96, 380–387.

8. Khaled, S.A.; Alexander, M.R.; Irvine, D.J.; Wildman, R.D.; Wallace, M.J.; Sharpe, S.;

Yoo, J.; Roberts, C.J. Extrusion 3D Printing of Paracetamol Tablets from a Single

Formulation with Tunable Release Profiles Through Control of Tablet Geometry. AAPS

PharmSciTech 2018, 19, 3403–3413.

9. Ursan, I.; Chiu, L.; Pierce, A. Three-dimensional drug printing: A structured review. J.

Am. Pharm. Assoc. 2013, 53, 136–144.

10. Chia, H.N.; Wu, B.M. Recent advances in 3D printing of biomaterials. J. Biol. Eng. 2015,

9, 1–14.


91

11. Norman, J.; Madurawe, R.D.; Moore, C.M.V.; Khan, M.A.; Khairuzzaman, A. A new

chapter in pharmaceutical manufacturing: 3D-printed drug products. Adv. Drug Deliv.

Rev. 2017, 108, 39–50.

12. Mukhtarkhanov, M.; Perveen, A.; Talamona, D. Application of stereolithography based

3D printing technology in investment casting. Micromachines 2020, 11.

13. Kadry, H.; Wadnap, S.; Xu, C.; Ahsan, F. Digital light processing (DLP)3D-printing

technology and photoreactive polymers in fabrication of modified-release tablets. Eur.

J. Pharm. Sci. 2019, 135, 60–67.

14. Pereira, G.G.; Figueiredo, S.; Fernandes, A.I.; Pinto, J.F. Polymer selection for hot-melt

extrusion coupled to fused deposition modelling in pharmaceutics. Pharmaceutics 2020,

12, 1–63.

15. Kessler, A.; Hickel, R.; Reymus, M. 3D printing in dentistry-state of the art. Oper. Dent.

2020, 45, 30–40.

16. María Ángeles, C.-S.; Ana Isabel, Fernández-Abia; Janik, P.; Barreiro, P.R.-G.; Joaquín,

B. Towards Functional Parts by Binder Jetting Calcium-Sulphate with Thermal

Treatment Post-Processing. Materials (Basel). 2020, 13, 17.

17. Zeng, Z.; Deng, X.; Cui, J.; Jiang, H.; Yan, S.; Peng, B. Improvement on selective laser

sintering and post-processing of polystyrene. Polymers (Basel). 2019, 11.

18. Stansbury, J.W.; Idacavage, M.J. 3D printing with polymers: Challenges among

expanding options and opportunities. Dent. Mater. 2016, 32, 54–64.

19. Gokuldoss, P.K.; Kolla, S.; Eckert, J. Additive manufacturing processes: Selective laser

melting, electron beam melting and binder jetting-selection guidelines. Materials

(Basel). 2017, 10.

20. Okafor-Muo, O.L.; Hassanin, H.; Kayyali, R.; ElShaer, A. 3D Printing of Solid Oral

Dosage Forms: Numerous Challenges With Unique Opportunities. J. Pharm. Sci. 2020,

109, 3535–3550.

21. Kiraly, L. Three-dimensional modelling and three-dimensional printing in pediatric and

congenital cardiac surgery. Transl Pediatr 2018, 7, 129–138.


92

22. Aldaadaa, A.; Owji, N.; Knowles, J. Three-dimensional Printing in Maxillofacial

Surgery : Hype versus Reality. J. Tissue Eng 2018, 1–5.

23. Martelli, N.; Serrano, C.; Van Den Brink, H.; Pineau, J.; Prognon, P.; Borget, I.; El Batti,

S. Advantages and disadvantages of 3-dimensional printing in surgery: A systematic

review. Surg. (United States) 2016, 159, 1485–1500.

24. Dawood, A.; Marti, B.M.; Sauret-Jackson, V.; Darwood, A. 3D printing in dentistry. Br.

Dent. J. 2015, 219, 521–529.

25. Tack, P.; Victor, J.; Gemmel, P.; Annemans, L. 3D-printing techniques in a medical

setting: A systematic literature review. Biomed. Eng. Online 2016, 15, 1–21.

26. Abdul, B.; Gaisford, S. 3D Printing of Pharmaceuticals; Springer, 2018;

27. Weidert, S.; Andress, S.; Suero, E.; Becker, C.; Hartel, M.; Behle, M.; Willy, C. 3D

printing in orthopedic and trauma surgery education and training: Possibilities and fields

of application. Unfallchirurg 2019, 122, 444–451.

28. Barrios-Muriel, J.; Romero-Sánchez, F.; Alonso-Sánchez, F.J.; Salgado, D.R. Advances

in orthotic and prosthetic manufacturing: A technology review. Materials (Basel). 2020,

13.

29. Mok, S.W.; Nizak, R.; Fu, S.C.; Ho, K.W.K.; Qin, L.; Saris, D.B.F.; Chan, K.M.; Malda,

J. From the printer: Potential of three-dimensional printing for orthopaedic applications.

J. Orthop. Transl. 2016, 6, 42–49.

30. Kačarević, Ž.P.; Rider, P.M.; Alkildani, S.; Retnasingh, S.; Smeets, R.; Jung, O.;

Ivanišević, Z.; Barbeck, M. An introduction to 3D bioprinting: Possibilities, challenges

and future aspects. Materials (Basel). 2018, 11.

31. Li, Z.; Jia, S.; Xiong, Z.; Long, Q.; Yan, S.; Hao, F.; Liu, J.; Yuan, Z. 3D-printed

scaffolds with calcified layer for osteochondral tissue engineering. J. Biosci. Bioeng.

2018, xx, 1–8.

32. Azad, M.A.; Olawuni, D.; Kimbell, G.; Badruddoza, A.Z.M.; Hossain, M.S.; Sultana, T.

Polymers for extrusion-based 3D printing of pharmaceuticals: A holistic materials–

process perspective; 2020; Vol. 12; ISBN 1336285370.


93

33. Beg, S.; Almalki, W.H.; Malik, A.; Farhan, M.; Aatif, M.; Rahman, Z.; Alruwaili, N.K.;

Alrobaian, M.; Tarique, M.; Rahman, M. 3D printing for drug delivery and biomedical

applications. Drug Discov. Today 2020, 25, 1668–1681.

34. Holländer, J.; Hakala, R.; Suominen, J.; Moritz, N.; Yliruusi, J.; Sandler, N. 3D printed

UV light cured polydimethylsiloxane devices for drug delivery. Int. J. Pharm. 2018, 544,

433–442.

35. Öblom, H.; Zhang, J.; Pimparade, M.; Speer, I.; Preis, M.; Repka, M.; Sandler, N. 3D-

Printed Isoniazid Tablets for the Treatment and Prevention of Tuberculosis—

Personalized Dosing and Drug Release. AAPS PharmSciTech 2019, 20, 1–13.

36. Karavasili, C.; Gkaragkounis, A.; Moschakis, T.; Ritzoulis, C.; Fatouros, D.G. Pediatric-

friendly chocolate-based dosage forms for the oral administration of both hydrophilic

and lipophilic drugs fabricated with extrusion-based 3D printing. Eur. J. Pharm. Sci.

2020, 147, 105291.

37. Khaled, S.A.; Burley, J.C.; Alexander, M.R.; Yang, J.; Roberts, C.J. 3D printing of five-

in-one dose combination polypill with defined immediate and sustained release profiles.

J. Control. Release 2015, 217, 308–314.

38. Maroni, A.; Melocchi, A.; Parietti, F.; Foppoli, A.; Zema, L.; Gazzaniga, A. 3D printed

multi-compartment capsular devices for two-pulse oral drug delivery. J. Control. Release

2017, 268, 10–18.

39. Wang, Y.; Sun, L.; Mei, Z.; Zhang, F.; He, M.; Fletcher, C.; Wang, F.; Yang, J.; Bi, D.;

Jiang, Y.; et al. 3D printed biodegradable implants as an individualized drug delivery

system for local chemotherapy of osteosarcoma. Mater. Des. 2020, 186, 108336.

40. Cho, H.; Jammalamadaka, U.; Tappa, K. Nanogels for pharmaceutical and biomedical

applications and their fabrication using 3D printing technologies. Materials (Basel).

2018, 11.

41. Lim, S.H.; Kathuria, H.; Tan, J.J.Y.; Kang, L. 3D printed drug delivery and testing

systems — a passing fad or the future? Adv. Drug Deliv. Rev. 2018, 132, 139–168.

42. Wu, H.; Sulkis, M.; Driver, J.; Saade-Castillo, A.; Thompson, A.; Koo, J.H. Multi-


94

functional ULTEMTM1010 composite filaments for additive manufacturing using Fused

Filament Fabrication (FFF). Addit. Manuf. 2018, 24, 298–306.

43. Li, G.; Zhao, J.; Wu, W.; Jiang, J.; Wang, B.; Jiang, H.; Fuh, J.Y.H. Effect of ultrasonic

vibration on mechanical properties of 3D printing non-crystalline and semi-crystalline

polymers. Materials (Basel). 2018, 11.

44. Awad, A.; Trenfield, S.J.; Gaisford, S.; Basit, A.W. 3D printed medicines: A new branch

of digital healthcare. Int. J. Pharm. 2018, 548, 586–596.

45. Sadia, M.; Sośnicka, A.; Arafat, B.; Isreb, A.; Ahmed, W.; Kelarakis, A.; Alhnan, M.A.

Adaptation of pharmaceutical excipients to FDM 3D printing for the fabrication of

patient-tailored immediate release tablets. Int. J. Pharm. 2016, 513, 659–668.

46. Tan, D.K.; Maniruzzaman, M.; Nokhodchi, A. Advanced pharmaceutical applications of

hot-melt extrusion coupled with fused deposition modelling (FDM) 3D printing for

personalised drug delivery. Pharmaceutics 2018, 10.

47. Kollamaram, G.; Croker, D.M.; Walker, G.M.; Goyanes, A.; Basit, A.W.; Gaisford, S.

Low temperature fused deposition modeling (FDM) 3D printing of thermolabile drugs.

Int. J. Pharm. 2018, 545, 144–152.

48. Coppola, B.; Cappetti, N.; Maio, L. Di; Scarfato, P.; Incarnato, L. 3D printing of

PLA/clay nanocomposites: Influence of printing temperature on printed samples

properties. Materials (Basel). 2018, 11, 1–17.

49. Xu, X.; Yang, Q.; Wang, Y.; Yu, H.; Chen, X.; Jing, X. Biodegradable electrospun

poly(l-lactide) fibers containing antibacterial silver nanoparticles. Eur. Polym. J. 2006,

42, 2081–2087.

50. Gao, M.; Sun, L.; Guo, Y.; Shi, J.; Zhang, J. Modification of polyethylene terephthalate

(PET) films surface with gradient roughness and homogenous surface chemistry by

dielectric barrier discharge plasma. Chem. Phys. Lett. 2017, 689, 179–184.

51. Nasrin, R.; Biswas, S.; Rashid, T.U.; Afrin, S.; Jahan, R.A.; Haque, P.; Rahman, M.M.

Preparation of Chitin-PLA laminated composite for implantable application. Bioact.

Mater. 2017, 2, 199–207.


95

52. Mi, H.Y.; Salick, M.R.; Jing, X.; Jacques, B.R.; Crone, W.C.; Peng, X.F.; Turng, L.S.

Characterization of thermoplastic polyurethane/polylactic acid (TPU/PLA) tissue

engineering scaffolds fabricated by microcellular injection molding. Mater. Sci. Eng. C

2013, 33, 4767–4776.

53. Đuranović, M.; Obeid, S.; Madžarević, M.; Cvijić, S.; Ibrić, S. Paracetamol extended

release FDM 3D printlets: Evaluation of formulation variables on printability and drug

release. Int. J. Pharm. 2020.

54. He, X.; Zhou, X.; Jia, K.; Zhang, D.; Shou, H.; Liu, X. Incorporation of polyethylene

glycol into polyethylene terephthalate towards blue emitting co-polyester. Mater. Lett.

2016, 182, 367–371.

55. Durgashyam, K.; Indra Reddy, M.; Balakrishna, A.; Satyanarayana, K. Experimental

investigation on mechanical properties of PETG material processed by fused deposition

modeling method. Mater. Today Proc. 2019, 18, 2052–2059.

56. Ridwan-Pramana, A.; Marcián, P.; Borák, L.; Narra, N.; Forouzanfar, T.; Wolff, J.

Structural and mechanical implications of PMMA implant shape and interface geometry

in cranioplasty - A finite element study. J. Cranio-Maxillofacial Surg. 2016, 44, 34–44.

57. Sadhasivam, B.; Ramamoorthy, D.; Dhamodharan, R. Scale-up of non-toxic

poly(butylene adipate-co-terephthalate)-Chitin based nanocomposite articles by

injection moulding and 3D printing. Int. J. Biol. Macromol. 2020.

58. Aslanzadeh, S.; Saghlatoon, H.; Honari, M.M.; Mirzavand, R.; Montemagno, C.;

Mousavi, P. Investigation on electrical and mechanical properties of 3D printed nylon 6

for RF/microwave electronics applications. Addit. Manuf. 2018, 21, 69–75.

59. Jelena, V.; Andrej, D.; Mirjam, L.; Barbara, S.; Nataša Celan, K.; Ivan, J.; Matic, Š.;

Gregor Žitko; 3, N.V. de V. 3 and M.C.ˇ Characterization of Polyamide 6/Multilayer

Graphene Nanoplatelet Composite Textile Filaments Obtained Via In Situ

Polymerization and Melt Spinning. Polymers (Basel). 2020, 12, 1–19.

60. Pérez, M.; Medina-Sánchez, G.; García-Collado, A.; Gupta, M.; Carou, D. Surface

quality enhancement of fused deposition modeling (FDM) printed samples based on the

selection of critical printing parameters. Materials (Basel). 2018, 11.


96

61. Chacón, J.M.; Caminero, M.A.; García-Plaza, E.; Núñez, P.J. Additive manufacturing of

PLA structures using fused deposition modelling: Effect of process parameters on

mechanical properties and their optimal selection. Mater. Des. 2017, 124, 143–157.

62. Zidan, A.; Alayoubi, A.; Asfari, S.; Coburn, J.; Ghammraoui, B.; Cruz, C.N.; Ashraf, M.

Development of mechanistic models to identify critical formulation and process

variables of pastes for 3D printing of modified release tablets. Int. J. Pharm. 2019, 555,

109–123.

63. Maroni, A.; Melocchi, A.; Parietti, F.; Foppoli, A.; Zema, L.; Gazzaniga, A. 3D printed

multi-compartment capsular devices for two-pulse oral drug delivery. J. Control. Release

2017, 268, 10–18.

64. Okwuosa, T.C.; Pereira, B.C.; Arafat, B.; Cieszynska, M.; Isreb, A.; Alhnan, M.A.

Fabricating a Shell-Core Delayed Release Tablet Using Dual FDM 3D Printing for

Patient-Centred Therapy. Pharm. Res. 2017, 34, 427–437.

65. Magyar Gyógyszerkönyv Pharmacopoea Hungarica VIII.; 2006;

66. Dévay, A.; Antal, I. A gyógyszeres terápia biofarmáciai alapjai; Medicina Könyvkiadó

Zrt., 2009;

67. Pons-Faudoa, F.P.; Ballerini, A.; Sakamoto, J.; Grattoni, A. Advanced implantable drug

delivery technologies: transforming the clinical landscape of therapeutics for chronic

diseases. Biomed. Microdevices 2019, 21.

68. Czernicki, M.; Sinovich, G.; Mihaylov, I.; Nejad, B.; Kunnumpurath, S.; Kodumudi, G.;

Vadivelu, N. Intrathecal drug delivery for chronic pain management-scope, limitations

and future. J. Clin. Monit. Comput. 2015, 29, 241–249.

69. Stewart, S.A.; Domínguez-Robles, J.; Donnelly, R.F.; Larrañeta, E. Implantable

polymeric drug delivery devices: Classification, manufacture, materials, and clinical

applications. Polymers (Basel). 2018, 10.

70. Major, I.; McConville, C. Hot Melt Extruded and Injection Moulded Dosage Forms:

Recent Research and Patents. Recent Pat. Drug Deliv. Formul. 2015, 9, 194–200.

71. Tiwari, R. V.; Patil, H.; Repka, M.A. Contribution of hot-melt extrusion technology to


97

advance drug delivery in the 21st century. Expert Opin. Drug Deliv. 2016, 13, 451–464.

72. De Mohac, L.M.; Caruana, R.; Cavallaro, G.; Giammona, G.; Licciardi, M. Spray-

Drying, Solvent-Casting and Freeze-Drying Techniques: a Comparative Study on their

Suitability for the Enhancement of Drug Dissolution Rates. Pharm. Res. 2020, 37, 1–11.

73. Kleiner, L.W.; Wright, J.C.; Wang, Y. Evolution of implantable and insertable drug

delivery systems. J. Control. Release 2014, 181, 1–10.

74. Mitchell, H. Goserelin ('Zoladex’) - Offering patients more choice in early breast cancer.

Eur. J. Oncol. Nurs. 2004, 8.

75. Lorman, W.J. Pharmacology update: Probuphine: the long-acting buprenorphine

implant. J. Addict. Nurs. 2019, 30, 123–124.

76. Ashby, L.S.; Smith, K.A.; Stea, B. Gliadel wafer implantation combined with standard

radiotherapy and concurrent followed by adjuvant temozolomide for treatment of newly

diagnosed high-grade glioma: A systematic literature review. World J. Surg. Oncol.

2016, 14, 1–15.

77. Vanderhoek, S.M.; Wolf, R.M. Use of continuous subcutaneous insulin infusion (CSII)

therapy in pediatric diabetes patients in the perioperative period. Paediatr. Anaesth.

2019, 29, 901–906.

78. Cohn, D.; Sloutski, A.; Elyashiv, A.; Varma, V.B.; Ramanujan, R. In Situ Generated

Medical Devices. Adv. Healthc. Mater. 2019, 8, 1–29.

79. Liow, S.S.; Dou, Q.; Kai, D.; Karim, A.A.; Zhang, K.; Xu, F.; Loh, X.J. Thermogels: In

Situ Gelling Biomaterial. ACS Biomater. Sci. Eng. 2016, 2, 295–316.

80. Massa, H.; Georgoudis, P.; Panos, G.D. Dexamethasone intravitreal implant

(OZURDEX®) for macular edema secondary to noninfectious uveitis: A review of the

literature. Ther. Deliv. 2019, 10, 343–351.

81. Cheng, C.K.; Wang, X.H.; Luan, Y.C.; Zhang, N.Z.; Liu, B.L.; Ma, X.Y.; Nie, M.D.

Challenges of pre-clinical testing in orthopedic implant development. Med. Eng. Phys.

2019, 72, 49–54.


98

82. Refojo, M.F. Application of Materials in Medice and Dentistry: Ophthalmologic

Applications; 1996; ISBN 0125824602.

83. Silva, M.; Felismina, R.; Mateus, A.; Parreira, P.; Malça, C. Application of a Hybrid

Additive Manufacturing Methodology to Produce a Metal/Polymer Customized Dental

Implant. Procedia Manuf. 2017, 12, 150–155.

84. Eleftheriadis, G.K.; Monou, P.K.; Bouropoulos, N.; Fatouros, D.G. In vitro evaluation

of 2D-printed edible films for the buccal delivery of diclofenac sodium. Materials

(Basel). 2018, 11, 1–14.

85. Ji, H.B.; Kim, S.N.; Lee, S.H.; Huh, B.K.; Shin, B.H.; Lee, C.; Cho, Y.C.; Heo, C.Y.;

Choy, Y. Bin Soft implantable device with drug-diffusion channels for the controlled

release of diclofenac. J. Control. Release 2020, 318, 176–184.

86. Speer, I.; Lenhart, V.; Preis, M.; Breitkreutz, J. Prolonged release from orodispersible

films by incorporation of diclofenac-loaded micropellets. Int. J. Pharm. 2019, 554, 149–

160.

87. Van Der Marel, C.D.; Anderson, B.J.; Rømsing, J.; Jacqz-Aigrain, E.; Tibboel, D.

Diclofenac and metabolite pharmacokinetics in children. Paediatr. Anaesth. 2004, 14,

443–451.

88. Tang, W. The Metabolism of Diclofenac - Enzymology and Toxicology Perspectives.

Curr. Drug Metab. 2005, 4, 319–329.

89. Gomaa, Y.A.; Garland, M.J.; McInnes, F.J.; Donnelly, R.F.; El-Khordagui, L.K.;

Wilson, C.G. Microneedle/nanoencapsulation-mediated transdermal delivery:

Mechanistic insights. Eur. J. Pharm. Biopharm. 2014, 86, 145–155.

90. Tauran, Y.; Tarhan, M.C.; Mollet, L.; Gerves, J.B.; Fujit, H.; Collard, D.; Perret, F.;

Desbrosses, M.; Leon, D. Elucidating the mechanism of the considerable mechanical

stiffening of DNA induced by the couple Zn 2 + /. Sci Rep 2018, 4–11.

91. Haddad, T.; Noel, S.; Liberelle, B.; El Ayoubi, R.; Ajji, A.; De Crescenzo, G. Fabrication

and surface modification of poly lactic acid (PLA) scaffolds with epidermal growth

factor for neural tissue engineering. Biomatter 2016, 6, e1231276 1-12.


99

92. Yildirimer, L.; Seifalian, A.M.; Butler, P.E. Surface and mechanical analysis of

explanted Poly Implant Prosthèse silicone breast implants. Br. J. Surg. 2013, 100, 761–

767.

93. Shalabi, M.M.; Gortemaker, A.; Van’t Hof, M.A.; Jansen, J.A.; Creugers, N.H.J. Implant

surface roughness and bone healing: A systematic review. J. Dent. Res. 2006, 85, 496–

500.

94. Kazsoki, A.; Szabó, P.; Süvegh, K.; Vörös, T.; Zelkó, R. Macro- and microstructural

tracking of ageing-related changes of papaverine hydrochloride-loaded electrospun

nanofibrous buccal sheets. J. Pharm. Biomed. Anal. 2017, 143, 62–67.

95. Tham, C.Y.; Abdul Hamid, Z.A.; Ahmad, Z.; Ismail, H. Surface Modification of

Poly(lactic acid) (PLA) via Alkaline Hydrolysis Degradation. Adv. Mater. Res. 2014,

970, 324–327.

96. Seyednejad, H.; Gawlitta, D.; Kuiper, R. V.; De Bruin, A.; Van Nostrum, C.F.;

Vermonden, T.; Dhert, W.J.A.; Hennink, W.E. In vivo biocompatibility and

biodegradation of 3D-printed porous scaffolds based on a hydroxyl-functionalized

poly(ε-caprolactone). Biomaterials 2012, 33, 4309–4318.

97. Nemes, D.; Ujhelyi, Z.; Arany, P.; Peto, A.; Feher, P.; Varadi, J.; Fenyvesi, F.;

Vecsernyes, M.; Bacskay, I. Biocompatibility investigation of different pharmaceutical

excipients used in liquid dosage forms. Pharmazie 2018, 73, 16–18.

98. Ujhelyi, Z.; Fenyvesi, F.; Váradi, J.; Fehér, P.; Kiss, T.; Veszelka, S.; Deli, M.;

Vecsernyés, M.; Bácskay, I. Evaluation of cytotoxicity of surfactants used in self-micro

emulsifying drug delivery systems and their effects on paracellular transport in Caco-2

cell monolayer. Eur. J. Pharm. Sci. 2012, 47, 564–573.

99. Pierce, C.G.; Uppuluri, P.; Tristan, A.R.; Jr, F.L.W.; Ramage, G.; Lopez-ribot, J.L. A

simple and reproducible 96 well plate-based method for the formation of fungal biofilms

and its application to antifungal susceptibility testing. Nat Protoc 2009, 3, 1494–1500.

100. O’Toole, G.A. Microtiter Dish Biofilm Formation Assay. J Vis Exp 2011, 10–11.

101. Arany, P.; Róka, E.; Mollet, L.; Coleman, A.W.; Perret, F.; Kim, B.; Kovács, R.;


100

Kazsoki, A.; Zelkó, R.; Gesztelyi, R.; et al. Fused Deposition Modeling 3D Printing:

Test Platforms for Evaluating Post-Fabrication Chemical Modifications and In-Vitro

Biological Properties. Pharmaceutics 2019, 11, 277–300.

102. Wortelen, B.; Unni, A.; Rieger, J.W.; Lüdtke, A.; Osterloh, J. Cognitive

Infocommunications, Theory and Applications; Springer International Publishing, 2019;

Vol. 13; ISBN 978-3-319-95995-5.

103. Zichar, M.; Papp, I. Interaction Between 3D Printing and Geometry Studies. In

Proceedings of the ICGG 2018 - Proceedings of the 18th International Conference on

Geometry and Graphics; Cocchiarella, L., Ed.; Springer International Publishing: Cham,

2018; pp. 1177–1190.

104. Mohseni, M.; Hutmacher, D.W.; Castro, N.J. Independent evaluation of medical-grade

bioresorbable filaments for fused deposition modelling/fused filament fabrication of

tissue engineered constructs. Polymers (Basel). 2018, 10.

105. Khaled, S.A.; Burley, J.C.; Alexander, M.R.; Yang, J.; Roberts, C.J. 3D printing of

tablets containing multiple drugs with defined release profiles. Int. J. Pharm. 2015, 494,

643–650.

106. Kang, Y.; Yao, Y.; Yin, G.; Huang, Z.; Liao, X.; Xu, X.; Zhao, G. A study on the in vitro

degradation properties of poly(l-lactic acid)/β-tricalcuim phosphate(PLLA/β-TCP)

scaffold under dynamic loading. Med. Eng. Phys. 2009, 31, 589–594.

107. Luo, W.; Yu, B.; Xiao, D.; Zhang, M.; Wu, X.; Li, G. Biomimetic superhydrophobic

hollowed-out pyramid surface based on self-assembly. Materials (Basel). 2018, 11, 1–

12.

108. Vasvári, G.; Haimhoffer, Á.; Horváth, L.; Budai, I.; Trencsényi, G.; Béresová, M.; Dobó-

Nagy, C.; Váradi, J.; Bácskay, I.; Ujhelyi, Z.; et al. Development and Characterisation

of Gastroretentive Solid Dosage Form Based on Melt Foaming. AAPS PharmSciTech

2019, 20, 1–11.

109. Tarasco, M.; Cordelières, F.P.; Cancela, M.L.; Laizé, V. ZFBONE: An ImageJ toolset

for semi-automatic analysis of zebrafish bone structures. Bone 2020, 138, 115480.


101

110. Regdon, G.; Hegyesi, D.; Pintye-Hódi, K. Thermal study of ethyl cellulose coating films

used for modified release (MR) dosage forms. J. Therm. Anal. Calorim. 2012, 108, 347–

352.

111. Mazurek, S.; Szostak, R. Quantitative determination of diclofenac sodium in solid

dosage forms by FT-Raman spectroscopy. J. Pharm. Biomed. Anal. 2008, 48, 814–821.

112. Goyanes, A.; Buanz, A.B.M.; Basit, A.W.; Gaisford, S. Fused-filament 3D printing

(3DP) for fabrication of tablets. Int. J. Pharm. 2014, 476, 88–92.

113. Wang, J.; Witte, F.; Xi, T.; Zheng, Y.; Yang, K.; Yang, Y.; Zhao, D.; Meng, J.; Li, Y.;

Li, W.; et al. Recommendation for modifying current cytotoxicity testing standards for

biodegradable magnesium-based materials. Acta Biomater. 2015, 21, 237–249.

114. Shiraishi, R.; Hirayama, N. Cytotoxicity associated with prolonged room temperature

storage of serum and proposed methods for reduction of cytotoxicity. J. Virol. Methods

2015, 225, 16–22.

115. Kinnari, T.J.; Soininen, A.; Esteban, J.; Zamora, N.; Alakoski, E.; Kouri, V.P.;

Lappalainen, R.; Konttinen, Y.T.; Gomez-Barrena, E.; Tiainen, V.M. Adhesion of

staphylococcal and Caco-2 cells on diamond-like carbon polymer hybrid coating. J.

Biomed. Mater. Res. - Part A 2008, 86, 760–768.

116. Chessa, D.; Ganau, G.; Spiga, L.; Bulla, A.; Mazzarello, V.; Campus, G.V.; Rubino, S.

Staphylococcus aureus and Staphylococcus epidermidis Virulence Strains as Causative

Agents of Persistent Infections in Breast Implants. PLoS One 2016, 11, e0146668 1-15.

117. International Organization for Standardization Geneva Switzerland B. ISO/EN 10993-5

Biol. Eval. Med. devices - Part 5 Tests Cytotox. Vitr. methods 2009, Edition 3, 34.

118. Chandra, J.; Kuhn, D.M.; Mukherjee, P.K.; Hoyer, L.L.; McCormick, T.; Ghannoum,

M.A.; Mahmoud, a; Cormick, T.M.C.; Ghannoum, M.A.; Mitchell, J.S.F. and A.P.

Genetic Control of Candida Albicans Biofilm Development. Natl. Reviiew Microbiol.

2001, 9, 109–118.

119. Marcos-Zambrano, L.J.; Escribano, P.; Bouza, E.; Guinea, J. Production of biofilm by

Candida and non-Candida spp. isolates causing fungemia: Comparison of biomass


102

production and metabolic activity and development of cut-off points. Int. J. Med.

Microbiol. 2014, 304, 1192–1198.

120. Standard, I. Iso 10093-10:2010. 2010, 2010.

121. Boetker, J.; Water, J.J.; Aho, J.; Arnfast, L.; Bohr, A.; Rantanen, J. Modifying release

characteristics from 3D printed drug-eluting products. Eur. J. Pharm. Sci. 2016, 90, 47–

52.

122. Jackson, R.J.; Patrick, P.S.; Page, K.; Powell, M.J.; Lythgoe, M.F.; Miodownik, M.A.;

Parkin, I.P.; Carmalt, C.J.; Kalber, T.L.; Bear, J.C. Chemically Treated 3D Printed

Polymer Scaffolds for Biomineral Formation. ACS Omega 2018, 3, 4342–4351.

123. Wishart, D.S.; Bigam, C.G.; Yao, J.; Abildgaard, F.; Dyson, H.J.; Oldfield, E.; Markley,

J.L.; Sykes, B.D. 1H, 13C and 15N chemical shift referencing in biomolecular NMR. J.

Biomol. NMR 1995, 6, 135–140.

124. Rupp, F.; Liang, L.; Geis-Gerstorfer, J.; Scheideler, L.; Hüttig, F. Surface characteristics

of dental implants: A review. Dent. Mater. 2018, 34, 40–57.

125. Song, F.; Ma, L.; Fan, J.; Chen, Q.; Zhang, L.; Li, B.Q. Wetting behaviors of a nano-

droplet on a rough solid substrate under perpendicular electric field. Nanomaterials

2018, 8, 1–12.

126. Holmes-Farley, S.R.; Reamey, R.H.; McCarthy, T.J.; Deutch, J.; Whitesides, G.M. Acid-

base behavior of carboxylic acid groups covalently attached at the surface of

polyethylene: The usefulness of contact angle in following the ionization of surface

functionality. Langmuir 1985, 1, 725–740.

127. Pach, K.; Filipecki, J.; Golis, E.; Yousef, E.S.; Boyko, V. Measurements of Defect

Structures by Positron Annihilation Lifetime Spectroscopy of the Tellurite Glass

70TeO<inf>2</inf>-5XO-10P<inf>2</inf>O<inf>5</inf>-10ZnO-5PbF<inf>2</inf>

(X = Mg, Bi<inf>2</inf>, Ti) Doped with Ions of the Rare Earth Element Er<sup.

Nanoscale Res. Lett. 2017, 12, 10–13.

128. Morrison, R.J.; Kashlan, K.N.; Flanangan, C.L.; Wright, J.K.; Green, G.E.; Hollister,

S.J.; Weatherwax, K.J. Regulatory Considerations in the Design and Manufacturing of


103

Implantable 3D-Printed Medical Devices. Clin. Transl. Sci. 2015, 8, 594–600.

129. Pizzoferrato, A.; Ciapetti, G.; Stea, S.; Cenni, E.; Arciola, C.R.; Granchi, D.; Savarino,

L. Cell culture methods for testing biocompatibility. Clin. Mater. 1994, 15, 173–190.

130. Sambuy, Y.; De Angelis, I.; Ranaldi, G.; Scarino, M.L.; Stammati, A.; Zucco, F. The

Caco-2 cell line as a model of the intestinal barrier: in£uence of cell and culture-related

factors on Caco-2 cell functional characteristics. Cell Biol. Toxicol. 2005, 21, 1–26.

131. van Tonder, A.; Joubert, A.M.; Cromarty, A.D. Limitations of the 3-(4,5-

dimethylthiazol-2-yl)-2,5-diphenyl-2H-tetrazolium bromide (MTT) assay when

compared to three commonly used cell enumeration assays. BMC Res. Notes 2015, 8,

47–57.

132. Wurm, M.C.; Möst, T.; Bergauer, B.; Rietzel, D.; Neukam, F.W.; Cifuentes, S.C.; von

Wilmowsky, C. In-vitro evaluation of Polylactic acid (PLA) manufactured by fused

deposition modeling. J. Biol. Eng. 2017, 11, 1–9.

133. Johnson, H.J.H.J.; Northup, S.J.S.J.; Darby, T.D.T.D.; 7 Biocompatibility test

procedures for materials evaluation in vitro. II. Objective methods of toxicity

assessment. J. Biomed. Mater. Res. 1984, 19, 489–508.

134. Gaucher, S.; Jarraya, M. Technical note: comparison of the PrestoBlue and LDH release

assays with the MTT assay for skin viability assessment. Cell Tissue Bank. 2015, 16,

325–329.

135. Ramot, Y.; Haim-Zada, M.; Domb, A.J.; Nyska, A. Biocompatibility and safety of PLA

and its copolymers. Adv. Drug Deliv. Rev. 2016, 107, 153–162.

136. Silva, D. da; Kaduri, M.; Poley, M.; Adir, O.; Krinsky, N.; Shainsky-Roitman, J.;

Schroeder, A. Biocompatibility, biodegradation and excretion of polylactic acid (PLA)

in medical implants and theranostic systems. Chem. Eng. J. 2018, 340, 9–14.

137. Galdiero, M.; Larocca, F.; Iovene, M.R.; Francesca, M.; Pieretti, G.; D’Oriano, V.;

Franci, G.; Ferraro, G.; D’Andrea, F.; Nicoletti, G.F. Microbial Evaluation in Capsular

Contracture of Breast Implants. Plast. Reconstr. Surg. 2018, 141, 23–30.

138. Vargas-Alfredo, N.; Dorronsoro, A.; Cortajarena, A.L.; Rodríguez-Hernández, J.


104

Antimicrobial 3D Porous Scaffolds Prepared by Additive Manufacturing and Breath

Figures. ACS Appl. Mater. Interfaces 2017, 9, 37454–37462.

139. Salari, S.; Sadat Seddighi, N.; Ghasemi Nejad Almani, P. Evaluation of biofilm

formation ability in different Candida strains and anti-biofilm effects of Fe3O4-NPs

compared with Fluconazole: An in vitro study. J. Mycol. Med. 2018, 28, 23–28.

140. Yang, Y.; Yang, S.; Wang, Y.; Yu, Z.; Ao, H.; Zhang, H.; Qin, L.; Guillaume, O.; Eglin,

D.; Richards, R.G.; et al. Anti-infective efficacy, cytocompatibility and biocompatibility

of a 3D-printed osteoconductive composite scaffold functionalized with quaternized

chitosan. Acta Biomater. 2016, 46, 112–128.

141. Antinori, S.; Milazzo, L.; Sollima, S.; Galli, M.; Corbellino, M. Candidemia and invasive

candidiasis in adults: A narrative review. Eur. J. Intern. Med. 2016, 34, 21–28.

142. Tappa, K.; Jammalamadaka, U.; Weisman, J.; Ballard, D.; Wolford, D.; Pascual-Garrido,

C.; Wolford, L.; Woodard, P.; Mills, D. 3D Printing Custom Bioactive and Absorbable

Surgical Screws, Pins, and Bone Plates for Localized Drug Delivery. J. Funct. Biomater.

2019, 10, 1–13.

143. Aquino, R.P.; Barile, S.; Grasso, A.; Saviano, M. Envisioning smart and sustainable

healthcare: 3D Printing technologies for personalized medication. Futures 2018, 103,

35–50.

144. Sommer, A.C.; Blumenthal, E.Z. Implementations of 3D printing in ophthalmology.

Graefe’s Arch. Clin. Exp. Ophthalmol. 2019, 257, 1815–1822.

145. Ahmed, K.K.; Tamer, M.A.; Ghareeb, M.M.; Salem, A.K. Recent Advances in

Polymeric Implants. AAPS PharmSciTech 2019, 20.

146. Yang, N.; Chen, H.; Han, H.; Shen, Y.; Gu, S.; He, Y.; Guo, S. 3D printing and coating

to fabricate a hollow bullet-shaped implant with porous surface for controlled cytoxan

release. Int. J. Pharm. 2018, 552, 91–98.

147. Goyanes, A.; Wang, J.; Buanz, A.; Martínez-Pacheco, R.; Telford, R.; Gaisford, S.;

Basit, A.W. 3D Printing of Medicines: Engineering Novel Oral Devices with Unique

Design and Drug Release Characteristics. Mol. Pharm. 2015, 12, 4077–4084.


105

148. Tidau, M.; Kwade, A.; Finke, J.H. Influence of high, disperse api load on properties

along the fused-layer modeling process chain of solid dosage forms. Pharmaceutics

2019, 11.

149. Ortíz-Palacios, J.; Rodríguez-Alba, E.; Avelar, M.; Martínez, A.; Del Pilar Carreón-

Castro, M.; Rivera, E. Synthesis and characterization of novel dendrons bearing amino-

nitro-substituted azobenzene units and oligo(ethylene glycol) spacers: Thermal, optical

properties, langmuir blodgett films and liquid-crystalline behaviour. Molecules 2013, 18,

1502–1527.

150. Esposito Corcione, C.; Gervaso, F.; Scalera, F.; Padmanabhan, S.K.; Madaghiele, M.;

Montagna, F.; Sannino, A.; Licciulli, A.; Maffezzoli, A. Highly loaded hydroxyapatite

microsphere/ PLA porous scaffolds obtained by fused deposition modelling. Ceram. Int.

2018, 45, 2803–2810.

151. Vasvári, G.; Csontos, B.; Sovány, T.; Regdon, G.; Bényei, A.; Váradi, J.; Bácskay, I.;

Ujhelyi, Z.; Fehér, P.; Sinka, D.; et al. Development and Characterisation of Modified

Release Hard Gelatin Capsules, Based on In Situ Lipid Matrix Formation. AAPS

PharmSciTech 2018, 19, 3165–3176.

152. Li, X.; Wang, Y.; Wang, Z.; Qi, Y.; Li, L.; Zhang, P.; Chen, X.; Huang, Y. Composite

PLA/PEG/nHA/Dexamethasone Scaffold Prepared by 3D Printing for Bone

Regeneration. Macromol. Biosci. 2018, 18, 1–11.

153. Timea Frosch, Elisabeth Wyrwich, Di Yan, Juergon Popp, T.F. Fiber-Array-Based

Raman Hyperspectral Imaging for Simultaneous, Chemically-Selective Monitoring of

Particle Size and Shape of Active Ingredients in Analgesic Tablets. Molecules 2019, 24,

1–15.

154. Yang, Y.; Yang, S.; Wang, Y.; Yu, Z.; Ao, H.; Zhang, H.; Qin, L.; Guillaume, O.; Eglin,

D.; Richards, R.G.; et al. Anti-infective efficacy, cytocompatibility and biocompatibility

of a 3D-printed osteoconductive composite scaffold functionalized with quaternized

chitosan. Acta Biomater. 2016, 46, 112–128.

155. du Plessis, A.; Sperling, P.; Beerlink, A.; Tshabalala, L.; Hoosain, S.; Mathe, N.; le Roux,

S.G. Standard method for microCT-based additive manufacturing quality control 2:

Density measurement. MethodsX 2018, 5, 1117–1123.


106

156. Alhnan, M.A.; Okwuosa, T.C.; Sadia, M.; Wan, K.W.; Ahmed, W.; Arafat, B.

Emergence of 3D Printed Dosage Forms: Opportunities and Challenges. Pharm. Res.

2016, 33, 1817–1832.

157. Sevim, K.; Pan, J. A model for hydrolytic degradation and erosion of biodegradable

polymers. Acta Biomater. 2018, 66, 192–199.

158. Wójcik-Pastuszka, D.; Krzak, J.; Macikowski, B.; Berkowski, R.; Osiński, B.; Musiał,

W. Evaluation of the release kinetics of a pharmacologically active substance from

model intra-articular implants replacing the cruciate ligaments of the knee. Materials

(Basel). 2019, 12.

159. Samaha, D.; Shehayeb, R.; Kyriacos, S. Modeling and comparison of dissolution profiles

of diltiazem modified-release formulations. Dissolution Technol. 2009, 16, 41–46.

160. Solorio, L.; Exner, A.A. Effect of the Subcutaneous Environment on Phase-Sensitive in

Situ-Forming Implant Drug Release, Degradation, and Microstructure. J. Pharm. Sci.

2015, 104, 4322–4328.

161. Elsawy, M.A.; Kim, K.H.; Park, J.W.; Deep, A. Hydrolytic degradation of polylactic

acid (PLA) and its composites. Renew. Sustain. Energy Rev. 2017, 79, 1346–1352.

162. Eyal, A.M.; Canari, R. pH Dependence of Carboxylic and Mineral Acid Extraction by

Amine-Based Extractants: Effects of pKa, Amine Basicity, and Diluent Properties. Ind.

Eng. Chem. Res. 1995, 34, 1789–1798.

163. Göpferich, A. Mechanisms of polymer degradation and erosion1. Biomater. Silver Jubil.

Compend. 1996, 17, 117–128.

164. Schliecker, G.; Schmidt, C.; Fuchs, S.; Kissel, T. Characterization of a homologous

series of D,L-lactic acid oligomers; a mechanistic study on the degradation kinetics in

vitro. Biomaterials 2003, 24, 3835–3844.


107

10.2. A jelölt saját közleményeinek a Kenézy Élettudományi Könyvtár által ellenőrzött

jegyzéke


108


109

11. Ábrajegyzék

1.ábra - A szálhúzás elvén működő 3D nyomtató vázlata (saját ábra).

2.ábra - A diklofenák szerkezeti képlete ( Ph. Hg. VIII. kiadás, II. kötet 1693. oldal).

3.ábra - A nyomtatott minták (saját ábra).

4.ábra - A kémiai módosítás reakcióegyenlete a) és a kémiai oldalláncmódosítással kapott

anyagok kémiai szerkezete b))(saját ábra).

5.ábra - A mintáink pásztázó elektronmikroszkópiai (SEM) ábrái (saját ábra).

6.ábra - A politejsav alapváz (a) PLA) és az etilén-diamin módosulat (b) PLA-ED) FTIR

spektruma (saját ábra).

7.ábra - A bisz(aminopropil)-amin módosulat (PLA-BAPA) FTIR spektruma (saját ábra).

8.ábra - A trietilén-tetramin módosulat (PLA-TET) FTIR spektruma (saját ábra).

9.ábra – Az N- metil-1,3-propán-diamin módosulat (PLA-MeNprN) FTIR spektruma (saját

ábra).

10.ábra – A tris(2-aminoetil)-amin módosulat (PLA-Tris) FTIR spektruma (saját ábra).

11. ábra - A 2,2’-etiléndioxi-dietilamin módosulat (PLA-NPEGN) FTIR spektruma (saját ábra).

12.ábra - A PLA alapváz (a)), a PLA-ED módosulat (b)) és a PLA-NPEGN módosulat (c))

felszíni egyenetlenség vizsgálatának eredményei (saját ábra).

13.ábra - A PLA-MeNprN módosulat (a)), a PLA-BAPA módosulat (b)) és a PLA-Tris

módosulat (c)) felszíni egyenetlenség vizsgálatának eredményei (saját ábra).

14.ábra - A vizsgálati minták PALS vizsgálattal kapott átlag diszkrét o-Ps életideje (saját ábra).

15.ábra - A nedvesedési peremszög értékei (°) a PLA alapváz és a kémiai módosulatok esetében

(saját ábra).

16.ábra - A PLA alapváz és a kémiai módosulatok hosszútávú citotoxicitás vizsgálatának

eredményei (saját ábra).

17.ábra - A biofilm formálási készség eredményei a különböző módosulatok esetében (saját

ábra).

18.ábra - A 3D nyomtatás lépésről-lépésre történő bemutatása (saját ábra).

19.ábra - A nyomtatott minták ábrája (saját ábra).

20.ábra - A 3D nyomtatással előállított minták felszíni elemzése (saját ábra).

21.ábra - A felszíni morfológia és a pórusok szerkezetének elemzése (saját ábra).

22.ábra - Mikro komputertomográfiai ábra függőleges metszete az AntiPLA_16_0 mintáról a

kioldódás vizsgálatot megelőzően a) illetve azt követően b) (saját ábra).


110

23.ábra - Mikro komputertomográfiai ábra a PLA_16_0 minta felső felszínéről a kioldódás

vizsgálatot megelőzően a) illetve azt követően b) (saját ábra).

24.ábra – A diklofenák-nátrium termogravimetriás (TG) és differenciális pásztázó kalorimetriai

(DSC) elemzése (saját ábra).

25.ábra – A PLA és antibakteriális PLA minták termogravimetriás görbéi (saját ábra).

26.ábra – A PETG minták termogravimetriás görbéi (saját ábra).

27.ábra – A PMMA minták termogravimetriás görbéi (saját ábra).

28.ábra - A PLA, Antibakteriális PLA (AntiPLA), PETG és PMMA minták nedvesedési

peremszög (°) értékei diklofenák nélkül és diklofenák-nátriummal (dicl.) (saját ábra).

29.ábra - A diklofenák-nátrium eloszlása a különböző üregekben (1-6) a PLA_16_5,

PLA_16_10 és PLA_16_15 minták esetében (saját ábra).

30.ábra - A hosszú távú MTT teszt eredményei a PLA és antibakteriális PLA (AntiPLA) minták

esetében (saját ábra).

31.ábra - A hosszú távú MTT teszt eredményei a PETG és PMMA minták esetében (saját ábra).

32.ábra - A kioldódott hatóanyag mennyiség (%) az idő függvényében ábrázolva a politejsav

(PLA), az antibakteriális PLA (AntiPLA) minták esetében (saját ábra).

33.ábra - A kioldódott hatóanyag mennyiség (%) az idő függvényében ábrázolva a polietilén-

tereftalát-glikol (PETG) és a poli (metil-metakrilát) (PMMA) minták esetében (saját ábra).

34.ábra - A kioldódott hatóanyag mennyiség (%) az idő függvényében ábrázolva az eltérő

kitöltöttségi százalékkal rendelkező PLA minták esetében (saját ábra).

35.ábra - A politejsav (PLA) minták háromdimenziós (3D) diagramja a 24 órás kioldódott

hatóanyag mennyiség (%) esetében (saját ábra).

36.ábra - A politejsav (PLA) minták kétdimenziós (2D) diagramja a 24 órás kioldódott

hatóanyag mennyiség (%) esetében (saját ábra).


111

12. Táblázatok jegyzéke

1. táblázat – A 3D nyomtatás csoportosítása (saját táblázat).

2. táblázat - Fogamzásgátló implantátumok jellemzése Kleiner és munkatársai alapján (saját

táblázat).

3. táblázat - A kutatás során alkalmazott kísérletek sematikus ábrázolása(saját táblázat).

4. táblázat - A felhasznált politejsav filament tulajdonságai (saját táblázat).

5. táblázat - A felhasznált filamentek tulajdonságai (saját táblázat).

6. táblázat - A nyomtatott filament szálak 3D nyomtatást követően mért tulajdonságai (saját

táblázat).

7. táblázat - A 3D nyomtatáshoz használt nyomtatási paraméterek a két Lulzbot 3D nyomtató

esetében (saját táblázat).

8. táblázat - A 3D nyomtatáshoz használt paraméterek a Prusa i3 MK2 nyomtató esetében (saját

táblázat).

9. táblázat - A minták átlagos tömege (mg) a szórás értékekkel (standard deviation, SD) és az

átlagos hatóanyag tartalom (mg) értékei a szórás értékekkel (SD) (saját táblázat).

10. táblázat - A degradáció teszt eredményei a politejsav (PLA) és antibakteriális PLA

(AntiPLA) minták esetében különböző átmérő (16, 19 vagy 22 mm) és kitöltöttségi

százalékértékek esetében (0%, 5%, 10% vagy 15%) (saját táblázat).

11. táblázat - Négy különböző kitöltöttségi százalékkal rendelkező minta diklofenák-nátrium

tartalma (saját táblázat).

12. táblázat - Diffúzió sebesség, flux, kioldódott hatóanyag százalék és t-próba eredmények a

PLA, antibakteriális PLA, PETG és PMMA minták esetében (saját táblázat).

13. táblázat - A kioldódási profilok páronkénti összehasonlítási eredményei: a különbözőségi

faktor (f1) és a hasonlósági faktor (f2) számítások eredményei (saját táblázat).

14. táblázat - A 3D nyomtatott minták kinetikai elemzése (saját táblázat).


112

13. Tárgyszavak

3D nyomtatás, FDM, implantátum, egyéni gyógyszerelés, biokompatibilitási, citotoxicitás,

MTT-teszt. biofilm formálás, kristályibolya teszt, kioldódási vizsgálat

14. Key words

3D printing, FDM, implant, personalized medication, biocompatibility, cytotoxicity, MTT

assay, biofilm formation, crystal violet assay, dissolution test


113

15. Köszönetnyilvánítás

Hálás köszönetet mondok Prof. Dr. Bácskay Ildikó témavezetőmnek, hogy 2015-ben még

TDK hallgatóként lehetőséget adott a Gyógyszertechnológiai tanszéken kísérleti munka

végzésére és azóta is folyamatosan segített és támogatott. Köszönöm, hogy lehetővé tette a

munkám megírását, témavezetése alatt bármikor számíthattam tanácsaira, ötleteire és

szaktudására.

Köszönetet mondok Prof. Dr. Vecsernyés Miklós Dékán Úrnak, hogy lehetőséget

biztosított a Gyógyszertechnológiai tanszéken kísérleti tudományos munka végzésére és

bármikor számíthattam a segítségére és szaktudására.

Köszönettel tartozok a Gyógyszertechnológiai Tanszék munkatársainak, Dr. Fenyvesi

Ferencnek, Dr. Váradi Juditnak, Dr. Ujhelyi Zoltánnak, Dr. Fehér Pálmának, Dr. Vasvári

Gábornak, Dr. Réti-Nagy Katalinnak, Dr. Nemes Dánielnek, Dr. Sinka Dávidnak, Dr. Rusznyák

Ágnesnek, Dr. Pető Ágotának, Dr. Kósa Dórának, Dr. Haimhoffer Ádámnak, Dr. Józsa

Lizának, Pardi Sándornénak, Horányiné Körei Máriának, Szilágyi Erikának, Nagyné Vaszily

Máriának, Lakatos Szilviának, Sipos Szilviának, Nagy Tündének, Bátoriné Pataki Brigittának,

amiért munkájukkal és szakmai támogatásukkal hozzájárultak eredményeimhez.

Köszönetet mondok Dr. Róka Eszternek az MTT sejtéletképességi vizsgálatok elméleti

alapjainak megértésében és gyakorlatának elsajátításában.

Köszönetet mondok Dr. Kovács Renátónak, aki lehetővé tette a biofilmképzési vizsgálatok

elvégzését, illetve segítette a munkámat nélkülözhetetlen szakmai tanácsaival. Köszönetet

mondok a Mikrobiológiai tanszék valamennyi munkatársának, akik a kísérleti munka során

felvetődött gyakorlati problémák megoldásában segítségemre voltak.

Köszönetet mondok Dr. Anthony W. Coleman Professzornak, Dr. Florent Perretnek, Dr.

Laurent Molletnak a lyoni Claude Bernard Egyetem, Kémiai és biokémiai tanszék

munkatársainak az implantátumok előállításáért, az anyagszerkezeti vizsgálatok egy részének

elvégzéséért és a számos fontos szakmai tanácsukért. Köszönetet mondok társkutatójuknak Dr.

Beomjoon Kimnek az FTIR vizsgálatok elvégzéséért.

Köszönetet mondok Dr. Zelkó Romána Professzor asszonynak és Dr. Kazsoki Adriennek

a PALS vizsgálatok elvégzéséért és a közös publikációnk megjelenéséhez nyújtott

támogatásukat.


114

Köszönetet mondok Dr. Gesztelyi Rudolfnak a statisztikai elemzésekben nyújtott

segítségéért.

Köszönettel tartozok Bodroginé Dr. Zichar Mariannak és Dr. Papp Ildikónak a 3D

nyomtatott mintáink előállításáért, a sok-sok segítségükért és hasznos tanácsaikért.

Köszönetet mondok Dr. Elek János és Csontos Máté segítségéért a Raman spektroszkópiai

mérés elvégzéséhez, illetve a kioldódásvizsgálatokhoz szükséges statisztikai elemzések

elvégzéséhez a Design-Expert ® szoftver segítségével.

Köszönetet mondok Dr. Budai Istvánnak a SEM mérések gyors és precíz elkészítéséhez.

Köszönettel tartozok Székelyhídi Csabának, aki mindig őszintén, önzetlenül támogatott és

bíztatott.

Végül, de nem utolsó sorban, óriási hálával tartozok Családomnak, akik kitartóan

támogatnak és segítenek egész életemben.


115

Függelék

A kutatás támogatói:

A kutatás a Richter Gedeon Tálentum Alapítvány támogatásával valósult meg (1103

Budapest, Gyömrői út 19-21.)

A kutatás az EFOP-3.6.1-16-2016-00022 és EFOP-3.6.3-VEKOP-16-2017-00009 pályázat

keretében valósult meg. A projekt társfinanszírozója az Európai Szociális Alap.

A disszertáció alapjául szolgáló kutatást az Innovációs és Technológiai Minisztérium által

meghirdetett Felsőoktatási Intézményi Kiválósági Program NKFIH-1150-6/2019 számon

támogatta, a Debreceni Egyetem Terápiás fejlesztés tématerületi programja keretében.

A disszertáció alapjául szolgáló kutatást az Innovációs és Technológiai Minisztérium által

meghirdetett Tématerületi Kiválósági Program (TKP2020-IKA-04) támogatta.

Az Innovációs és Technológiai Minisztérium ÚNKP-20-3 kódszámú Új Nemzeti

Kiválósági Programjának a Nemzeti Kutatási, Fejlesztési és Innovációs Alapból finanszírozott

szakmai támogatásával készült.

A disszertáció elkészítését a GINOP-2.3.3-15-2016-00021 számú "Gyógyszertechnológiai

K+F fejlesztése a Debreceni Egyetemen" című projekt támogatta. A projekt az Európai Unió

támogatásával, az Európai Regionális Fejlesztési Alap társfinanszírozásával valósult meg.

A disszertáció elkészítését a GINOP-2.3.4-15-2020-00008 számú projekt támogatta. A

projekt az Európai Unió támogatásával, az Európai Regionális Fejlesztési Alap

társfinanszírozásával valósult meg.


116

A kioldódott hatóanyag százalék értékek minden mintavételi időpont esetében: M

inta

Min

ta v

étel

(h)

0

0,0

83

0,2

5

0,5

0,7

5

1

2

4

6

8

12

14

16

18

20

24

PL

A_

16

_0

Kio

ld (

%)

0

0,5

5

2,5

9

2,5

5

5,4

0

9,6

0

16

,65

22

,90

30

,49

33

,85

43

,60

47

,82

54

,09

61

,10

69

,49

90

,12

±S

D

0

0,3

4

0,4

0

0,3

4

0,4

6

0,8

8

0,9

2

1,0

2

1,5

5

1,1

9

1,9

6

2,2

0

1,0

9

1,5

5

3,0

5

2,4

2

PL

A_

19

_0

Kio

ld (

%)

0

3,4

6

11

,55

19

,68

35

,66

49

,66

80

,04

84

,50

88

,14

88

,06

90

,30

92

,98

92

,26

90

,35

91

,29

93

,33

±S

D

0

1,2

4

0,8

9

3,9

5

10

,96

3,3

7

6,5

1

2,4

8

2,4

0

3,5

2

4,5

2

2,7

2

2,9

1

3,2

6

1,8

2

0,7

0

PL

A_

22

_0

Kio

ld (

%)

0

20

,23

24

,45

35

,44

49

,04

67

,22

82

,95

91

,53

94

,45

94

,37

93

,90

94

,42

96

,53

94

,54

95

,15

97

,31

±S

D

0

6,0

7

3,8

1

3,0

7

3,1

4

1,7

3

1,2

4

2,8

0

5,3

2

4,6

7

3,4

3

2,0

9

0,6

2

2,0

6

1,7

6

2,7

2

PL

A_

22

_5

Kio

ld (

%)

0

3,5

9

11

,97

17

,12

26

,21

37

,27

55

,67

62

,30

63

,94

65

,89

68

,79

68

,44

68

,61

68

,79

70

,17

70

,85

±S

D

0

1,0

2

1,3

0

1,2

2

2,2

6

1,6

6

0,4

3

2,0

5

2,8

9

1,4

5

0,3

5

0,4

2

0,4

6

1,3

3

1,5

9

1,4

6

PL

A_

22

_10

Kio

ld (

%)

0

0,1

3

0,4

6

1,7

2

6,3

1

18

,75

31

,61

42

,65

42

,22

45

,08

46

,60

48

,95

49

,14

49

,95

48

,95

51

,26

±S

D

0

0,1

2

0,3

0

0,7

1

1,4

7

2,7

5

2,8

3

2,2

8

1,6

6

0,7

6

1,6

4

1,6

1

1,2

0

1,9

1

0,9

4

1,5

0

PL

A_

22

_15

Kio

ld (

%)

0

0,5

9

6,9

4

14

,74

29

,32

42

,43

66

,73

73

,99

82

,99

83

,33

84

,91

86

,87

86

,94

86

,08

86

,74

87

,53

±S

D

0

0,1

3

1,5

4

2,9

8

2,3

7

1,4

0

1,7

2

1,3

8

3,4

8

2,9

4

1,4

0

1,6

0

2,7

8

1,0

9

2,9

4

1,5

6

An

tiP

LA

_1

6_

0

Kio

ld (

%)

0

5,7

0

8,0

2

13

,01

16

,39

18

,91

48

,61

74

,90

87

,33

83

,09

86

,11

92

,63

93

,28

94

,37

95

,09

97

,48

±S

D

0

3,3

7

4,2

3

2,9

4

2,5

4

1,2

6

1,4

1

2,2

5

1,8

2

0,3

3

0,8

5

3,3

0

1,3

0

0,7

8

1,6

7

1,7

0

An

tiP

LA

_1

9_

0

Kio

ld (

%)

0

17

,97

30

,03

42

,96

56

,85

60

,96

60

,71

59

,66

61

,34

63

,76

64

,64

66

,55

68

,03

68

,35

69

,98

71

,34


117

±S

D

0

2,2

7

1,8

2

1,3

4

1,6

0

1,7

3

1,0

9

1,6

9

1,7

3

0,8

4

2,0

5

1,5

6

1,6

5

0,7

7

1,4

3

1,5

7

An

tiP

LA

_2

2_

0

Kio

ld (

%)

0

36

,50

46

,67

62

,22

77

,44

84

,59

86

,47

87

,60

88

,51

90

,30

85

,56

87

,23

88

,35

93

,47

93

,34

95

,73

±S

D

0

4,7

8

3,2

1

3,2

6

3,4

2

3,1

0

1,1

7

0,9

6

0,3

7

1,2

0

3,8

6

2,0

1

1,3

5

2,7

3

1,7

4

0,8

9

PE

TG

_1

6_

0

Kio

ld (

%)

0

5,7

9

8,5

1

12

,83

18

,58

30

,12

55

,65

61

,55

61

,97

62

,23

63

,41

61

,24

59

,89

60

,96

59

,40

59

,96

±S

D

0

3,1

9

1,3

1

2,0

6

4,4

2

9,2

5

5,3

2

0,9

5

1,4

2

2,6

3

4,2

9

1,2

2

1,6

3

2,7

0

1,1

8

2,8

1

PE

TG

_1

9_

0

Kio

ld (

%)

0

20

,91

53

,48

76

,07

90

,47

91

,29

94

,22

96

,33

97

,94

97

,86

98

,48

97

,64

98

,03

97

,82

98

,49

99

,49

±S

D

0

4,9

7

2,7

9

1,8

6

1,3

5

0,8

3

0,4

3

1,6

9

1,5

2

0,5

2

0,9

9

2,4

3

1,7

0

2,3

0

1,1

6

0,5

7

PE

TG

_2

2_

0

Kio

ld (

%)

0

1,7

2

3,5

7

7,6

9

18

,17

29

,23

57

,70

73

,75

75

,29

76

,96

75

,59

78

,30

80

,25

78

,16

77

,59

79

,77

±S

D

0

0,5

0

1,1

1

0,8

4

1,6

2

1,1

0

0,8

8

1,5

5

1,0

6

1,0

1

1,6

6

1,7

1

1,2

6

1,2

5

2,7

8

1,3

6

PM

MA

_1

6_

0

Kio

ld (

%)

0

7,6

7

14

,54

22

,51

37

,04

71

,80

81

,38

82

,85

85

,44

89

,45

91

,09

89

,89

92

,07

93

,36

93

,80

96

,39

±S

D

0

1,1

7

1,3

1

2,0

0

12

,42

0,8

3

0,4

3

0,5

6

0,8

8

0,8

1

1,9

9

1,5

8

1,4

6

1,1

7

1,2

2

1,1

4

PM

MA

_1

9_

0

Kio

ld (

%)

0

3,5

4

9,8

6

18

,54

38

,28

74

,17

97

,23

98

,83

98

,87

99

,07

98

,63

99

,53

98

,64

98

,68

96

,59

97

,14

±S

D

0

0,7

1

1,0

3

3,2

5

6,3

2

4,6

2

1,1

0

0,6

1

0,8

7

0,9

9

1,2

1

0,5

7

0,4

1

1,6

6

3,7

4

1,3

7

PM

MA

_2

2_

0

Kio

ld (

%)

0

14

,10

26

,57

32

,76

57

,01

75

,32

92

,95

90

,60

99

,96

99

,19

99

,30

98

,05

98

,85

97

,67

99

,28

99

,49

±S

D

0

1,8

4

1,4

7

2,0

2

3,0

8

2,9

9

3,4

1

2,1

5

1,4

9

2,4

2

0,3

8

1,7

8

0,2

4

0,5

0

0,5

5

0,3

8

A kioldódott hatóanyag százalék (Kiold %) értéke minden mintavételi időpont (h)

esetében, a szórásértékekkel (±SD).

3d nyomtatóval előállított implantátumok

Documents